MXPA06001060A - Matriz compleja para uso biomedico - Google Patents

Abstract

La invención se refiere a una matriz compleja constituida pro al menos un polímero biocompatible de origen natural, reticulada y a la cual se injertan cadenas pequeñas de un peso molecular menor de 50,000 Da con una cantidad de aplicación de injerto de 10 hasta 40%, asícomo un proceso para la preparación de una matriz biocompatible que es parcialmente degradable, constituida por al menos un polímero de origen natural que consiste:- por una parte en injertar cadenas pequeñas de peso molecular menor de 10,000 Da con una cantidad de aplicación de injerto de 10 a 40%, - por otra parte, la reticulación de las cadenas principales del polímero para crear una matriz homogénea.

Description

MATRIZ COMPLEJA PARA USO BIOMEDICO ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN La presente invención se refiere a una matriz biocompatible, constituida por al menos un polímero de origen natural, fuertemente funcionalizada, que permite el reemplazo de fluidos biológicos, la separación de tejidos o el incremento del tejido. La matriz de la presente invención se caracteriza por una prolongada persistencia in vivo, obtenida por al retardar su degradación química, biológica y mecánica. La presente invención proporciona un proceso y composiciones en la forma de una matriz compleja de al menos un polímero de origen natural, para obtener dispositivos médicos (farmacológicamente activos) adaptados para incrementar la separación del tejido o visco-complementación, totalmente biodegradable pero caracterizado por una prolongada persistencia in vivo . La inyección de una solución viscoelástica con frecuencia se contempla para reemplazar el líquido sinovial natural que en pacientes artrósicos, no puede asegurar por más tiempo las funciones condroprotectoras, la lubricación y absorción de golpes dando una reducción de la cantidad del peso molecular de los glicosa inoglicanos constituyentes. Estos productos se eliminan rápidamente a partir de la cavidad sinovial.

Se desea el incremento del tejido tanto en el caso de aplicaciones terapéuticas como para propósitos cosméticos. En el caso de aplicaciones terapéuticas, ciertos tejidos requieren agrandarse para asegurar su función; este puede ser el caso de cuerdas vocales, el esófago, el esfínter uretral, otros músculos... Los pacientes pueden tener el recurso de la cirugía estética para superar las arrugas, cubrir cicatrices, incrementar los labios ... Pero además del alto costo asociado con esta práctica, las desventajas son varias, debido a que es un procedimiento invasivo y riesgozo. La inyección de los materiales adaptados para incrementar el tejido es un método ampliamente utilizado. Las agujas hipodérmicas utilizadas como dispositivo médico tienen la ventaja de ser fáciles de utilizar, precisas y constituyen un método no invasivo. Los materiales inyectables disponibles en el mercado son productos ya sea permanentes o biodegradables. Productos permanentes no reabsorbibles Existen dos procedimientos para utilizar productos no reabsorbibles: la inyección de silicona o una suspensión de partículas sólidas en una solución de vector. Se ha utilizado ampliamente la inyección de silicona. Sin embargo, dados los efectos no deseables a largo plazo (nodulos, úlceras de piel) , este método se abandona cada vez y más [Edgerton et al., "Indications for and pitfalls of soft tissue augmentation with liquid silicone" ("Indicaciones para y deficiencias del aumento de tejido blando con silicona líquida"). Plast. Reconstr. Surg. 58:157-163 (1976)]. La inyección de micropartículas sólidas también permite un incremento del tejido permanente. La Patente de E.U. 5,344,452 describe el uso de un sólido pulverulento, constituido por pequeñas partículas, de un diámetro comprendido entre 10 µm y 200 µm y que tiene una superficie muy suave. Los productos del comercio Artecoll® y Arteplast®, se encuentran constituidos por una suspensión de microesferas de poli etacrilato en una solución de colágeno. La EP-A-1 091 775 propone una solución de fragmentos de hidrogel de metacrilato en una solución de hialurato. Las partículas de silicona, cerámicas, carbón o metales (E.U. 5,451,406, E.U. 5,792,478, E.U. 2002-151466), los fragmentos de politetrafluoroetileno, de polímeros de vidrio o sintéticos (E.U. 2002-025340) y las esferas de colágeno también se han utilizado pero los resultados han sido decepcionantes, dadas las reacciones secundarias y la degradación biológica y la migración de los productos residuales. Así, las partículas tienen al menos una de estas desventajas: un diámetro demasiado grande o una forma irregular, que hace que las partículas se adhieran entre sí, lo cual puede hacer una difícil inyección a través de una aguja fina, pueden romperse durante la inyección las partículas demasiado frágiles, la inyección de partículas demasiado pequeñas conduce la rápida digestión por los macrófagos y otros constituyentes del sistema linfático, las partículas inyectadas pueden moverse y no adherirse a las células ambientales. El carácter permanente de estos productos de acuerdo con lo anterior, conduce a mayores desventajas: el riesgo de activación de macrófagos, la migración de los fragmentos sintéticos que constituyen el producto o la aparición del granuloma que puede requerir la inyección de esteroides o aún una extirpación. Además, este tipo de producto no permite el retoque si es necesario. Entre los materiales biológicos degradables, pueden mencionarse las soluciones de colágeno o del ácido hialurónico reticulado. La Collagen Corporation ha desarrollado una preparación en base al colágeno reticulado con glutaraldehído (E.U. 4,582,640). Este producto se digiere mediante la ruta enzimática o bioquímica mediante los macrófagos eliminados por el sistema linfático y en consecuencia se degradan rápidamente. De acuerdo con lo anterior, son necesarios tratamientos repetidos. La E.U. 5,137,875 reivindica el uso de suspensiones o soluciones acuosas de colágeno que contiene ácido hialurónico, pero este producto no puede constituir una solución para el tratamiento a largo plazo. La EP 0 466 300 propone la inyección de un gel viscoelástico comprendido por una matriz dispersa en una fase líquida, las dos fases se componen por hilano, hialuronato de alto peso molecular de origen animal, reticulado y extractado. Los esteres de ácido hialurónico y los derivados reticulados del ácido hialurónico se han desarrollado para el propósito de incrementar el tiempo de absorción de este licosaminoglicano y en consecuencia obtener mayores tiempos de residencia. Entre tales productos adaptados para uso cosmético, pueden citarse Restylane®, un gel bifásico constituido por una fase fluida (hialuronato sin reticular) y una fase muy reticulada. Si se utilizan para numerosas aplicaciones los enlaces intermoleculares o intramoleculares de polisacáridos o esteres de polisacáridos ácidos, por ejemplo la prevención de la adherencia post-quirúrgica (EP 0 850 074, E.U. 4,851,521, EP 0 341 745), estos productos no pueden constituir un efecto persistente prolongado dado el alto nivel de degradación enzimática y el bajo tiempo de vida de los enlaces de éster, que contrario a los enlaces de éter, son degradables en ambientes fisiológicos (E.U. 4,963,666). A fin de incrementar la persistencia de la matriz, debe notarse que la tendencia es utilizar los polímeros de alto peso molecular o incrementar el grado de reticulación. Pero si la reticulación incrementa en una forma sustancial el tiempo de vida del producto, la manipulación de estos geles altamente reticulados y en consecuencia muy restringidos, es muy delicada debido a que los otros sitios del polímero no protegidos por una reticulación se vuelven mecánica y químicamente frágiles y mas susceptibles a ser atacados. Además, un gran incremento del grado de reticulación puede conducir a productos que son difíciles de inyectar. La EP 0 749 982 propone injertar un antioxidante a una matriz con una baja tasa de aplicación de injerto. Por lo tanto parece claro que los materiales existentes no proporcionan una solución ideal y la búsqueda para nuevos productos para el incrementar el tejido, la separación de los tejidos o la visco-complementación continúa con el propósito de identificar materiales altamente biocompatibles, fácilmente utilizados en el campo de uso clínico, que tengan un tiempo de vida de tal manera que este producto desaparezca cuando su función ya no es necesaria, pero suficiente para limitar las intervenciones médicas y quirúrgicas . SUMARIO DE LA INVENCIÓN Aunque se han conocido por muchos años las condiciones para incrementar la separación y la visco-complementación del tejido y se han propuesto varias soluciones para aplicaciones terapéuticas y cosméticas, la presente invención proporciona un proceso y propone nuevas composiciones que permiten que el dispositivo medico sea efectivo a largo plazo sin efectos secundarios. Estas mismas composiciones puede también probar que son útiles para constituir vectores para sustancias farmacológicamente activas . El principio de la presente invención se basa en la ocupación de un gran número de sitios de las cadenas poliméricas para retardar los ataques químicos y enzimáticos directamente sobre la cadena principal del polímero. El injerto de pequeñas moléculas acopladas con reticulación conduce al incremento de la densidad de la matriz y por lo tanto el tiempo necesario para que se degrade, mientras limita su agilidad inducida por un grado demasiado grande de reticulación. ' El acoplamiento de dos tipos de funcionalizaciones, reticulación e injerto, también permite incrementar la facilidad de uso de una matriz adaptada para inyectarse mediante el recurso en una matriz que tiene el mismo número de sitios ocupados en la cadena principal del polímero pero cuyo grado de reticulación es mayor. El efecto gue permite la prolongada persistencia de la composición puede amplificarse si las moléculas injertadas tienen propiedades antioxidantes. Los agentes antioxidantes también pueden dispersarse en la matriz. El uso de derivados celulósicos u otros polímeros naturalmente ausentes en el humano que constituyen el producto, también permite el retardo de la degradación de la matriz dada la falta de hidrolasas específicas. En el contexto de la presente invención, la palabra "sitio" designa todos los puntos en la cadena de polímero adaptados para atacarse; puede ser un problema de los grupos funcionales pendientes tal como los grupos hidroxi o carboxi o una cadena tal como enlaces de éter. El efecto de prolongada persistencia del dispositivo medico permite espaciar las intervenciones médicas y por lo tanto mejorar la calidad de vida de los pacientes. Otro objetivo de la presente invención es proporcionar la misma composición que contiene una o varias moléculas terapéuticamente activas . DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN La presente invención proporciona una matriz monofásica de complejo biocompatible con prolongada persistencia, comprendida por al menos un polímero altamente funcionalizado de origen natural. Por prolongada persistencia, se entiende un mayor tiempo de vida in vivo que el de un producto que tiene un grado idéntico de funcionalización pero obtenido por otros procesos diferentes al de la presente invención, caracterizado con más frecuencia por una sola reticulación. La sustancia adaptada para la visco-complementación o aumento de tejido se comprende por al menos un polímero de peso molecular mayor de 100,000 Da, seleccionado de polisacáridos tales como ácido hialurónico, sulfato de condroitina, querateno, sulfato de querateno, eparina, sulfato de eparina, celulosa y sus derivados, xantanos y alginatos, proteínas o ácidos nucleicos, siendo este polímero se funcionalizada altamente mediante el injerto de cadenas pequeñas y una reticulación que permite la creación de una matriz. Por matriz se entiende una red tri-dimensional constituida por polímeros de origen biológico doblemente funcionalizada por reticulación e injerto. El agente de reticulación puede seleccionarse particularmente a partir de epóxidos di- o polifnacionales, por ejemplo, 1, 4-butanediol diglicidil éter (también llamado 1,4-bis (2, 3-epoxipropoxi) butano) , 1- (2, 3-epoxipropil) 2, 3-epoxi cicloexano y 1, 2-etanediol diglicidil éter, las epialoidrinas y divinilsulfona. El grado de reticulación, definido como la proporción entre el número de moles del reticulante gue asegura el enlace de las cadenas del polímero y el número de moles de estructuras del polímero, se encuentra comprendido entre 0.5 y 25% en el caso de productos inyectables, desde 25 hasta 50% en el caso de sólidos. A fin de incrementar el tamaño esférico y la densidad de la matriz y por lo tanto el tiempo necesario para que el producto se degrade mediante acción química y bioquímica, pueden injertarse cadenas pequeñas mediante enlaces iónicos o en una forma covalente, preferentemente mediante esterificación sobre la matriz. Estas cadenas injertadas ocuparán un gran número de sitios sobre la matriz, que permite sustancialmente el incremento de tiempo de vida del producto sin modificar el carácter mecánico o reológico del polímero que constituye la matriz. Para la protección mecánica se agrega una protección biológica y química constituida por "señuelos". Las cadenas injertadas en los grupos funcionales del tipo hidroxi o carboxi probablemente protegen por una parte directamente estos grupos funcionales gue han reaccionado y por otra parte indirectamente los otros sitios detectables por impedimento esférico. Las cadenas injertadas y los polímeros de origen natural de tamaño pequeño comprenden más sitios atacables disponibles que los sitios cubiertos con la matriz o polímeros no reconocidos por las enzimas del organismo. , En esta último caso, puede ser una cuestión de derivados celulósicos o de derivados de otros biopolímeros no presentes de manera natural en el cuerpo humano que no se degradarán por las enzimas del organismo, pero serán sensibles al ataque por los radicales libres y otros radicales reactivos. Puede por ejemplo ser un problema de carboximetilcelulosa. Las cadenas injertadas pueden además ser cadenas no polimerizadas que tienen propiedades antioxidantes o propiedades para inhibir las reacciones de la degradación de la matriz de polímero. Puede por ejemplo ser un problema de vitaminas, enzimas o moléculas cíclicas. La cantidad de aplicación de injerto que se define como la proporción entre el número de moles de moléculas injertadas o el número de moles del polímero injertado y el número de moles de la estructura del polímero o polímeros reticulados, se encuentra comprendida entre 10 y 40%. El injerto de las cadenas de tamaño pequeño, el cual es por decir de un tamaño menor de 50,000 Da y preferentemente del orden de 10,000 Da o menos, en numerosos sitios de la matriz de polímero, permite conservar el carácter inyectable del producto final debido a que la cantidad de reticulación no se incrementa, mientras la presencia de estas cadenas aplicadas evita el ataque de la matriz por el medio ambiental y asegura una persistencia más prolongada del producto después de la inyección. Las moléculas injertadas pueden injertarse mediante enlace covalente a las cadenas principales, directamente por ejemplo mediante esterificación o eterificación de los grupos hidroxi o carboxi o por medio de una molécula bi- o polifuncional seleccionada a partir de epóxidos, epihalohidrinas o divinilsulfona . Los expertos en la materia entenderán fácilmente que tal proceso de funcionalización tiene ventajas significativas con relación a una simple reticulación. El injerto y reticulación pueden tener lugar al mismo tiempo o el injerto puede preceder a la reticulación o viceversa . A fin de retardar la degradación por radicales libres, una molécula que tiene propiedades antioxidantes también puede dispersarse en la matriz fuertemente funcionalizada . Por ejemplo, la vitamina C, una molécula hidrosoluble ligera que tiene propiedades antioxidantes, puede utilizarse en el caso de tejidos no inflamados para evitar la oxidación de las macromoléculas orgánicas, para capturar los radicales libres, pero también para estimular la síntesis de la matriz extracelular, particularmente del colágeno. Este efecto puede ser particularmente interesante en el caso de aplicaciones dermatológicas y cosméticas, para mejorar la elasticidad de la piel. La vitamina A que tiene numerosas ventajas (acción antioxidante, influencia sobre el desarrollo de tejidos y participación en el tratamiento de la piel) , puede dispersarse también en esta matriz altamente modificada lo cual, mediante su densidad, permitiría la liberación progresiva del agente farmacológico activo. La melatonina, que se liberaría en una muy pequeña cantidad, es un poderoso agente antioxidante y regenerador de la piel y defensor del sistema inmune que puede también dispersarse en la matriz. A fin de retardar la degradación enzimática, el uso de polímeros no disponibles naturalmente en el cuerpo humano tal como derivados celulósicos, particularmente carboximetilcelulosa, se recomiendan en la composición de matrices de la presente invención, dada la ausencia de hidrolasas específicas de estos polímeros. Como resultado, el efecto de prolongada persistencia de los productos de la presente invención se obtiene al incrementar grandemente el impedimento esférico, al bloquear un número muy grande de sitios "atacables" biológica y químicamente sin volver los otros sitios frágiles, gracias al uso del injerto de cadenas cortas y una cantidad de reticulación gue permanece bastante baja en comparación con otros productos actualmente en el mercado. Además, este tipo de funcionalización permite un número de sitios ocupados idénticos en las principales cadenas del polímero constituyente de la matriz, una inyectabilidad facilitada con relación a la de los geles modificados por solo la reticulación. La Figura 1 muestra la degradación mucho más lenta como una función de tiempo, de los productos inyectables de acuerdo con la presente invención y dos productos disponibles en el mercado, Juvéderm® y Restylane® (composición de gel de polisacárido de la Patente de E.U. 5,827,937). La invención también se refiere a una matriz compleja constituida por al menos un polímero biocompatible de origen natural, reticulado y al cual se injertan cadenas de peso molecular menor de 50,000 Da con una cantidad de injerto de 10 hasta 40%. El polímero biocompatible de origen natural que constituye la matriz se selecciona preferentemente de polisacáridos tales como ácido hialurónico, sulfato de condroitina, querateno, sulfato de querateno, heparina, sulfato de heparano, celulosa y sus derivados, xantanos y alginatos, proteínas o ácidos nucleicos. De acuerdo con una modalidad preferida, el polímero biocompatible de origen natural es un polímero no presente de manera natural en el cuerpo humano, tal como un derivado celulósico, un xantano o un alginato, que se retícula con al menos un polímero presente de manera natural en el cuerpo humano seleccionado de polisacáridos tales como ácido hialurónico, sulfato de condroitina, querateno, sulfato de querateno, heparína, sulfato de heparina, xantanos y alginatos, proteínas o ácidos nucleicos. Preferentemente, la cantidad de reticulación, definida como la proporción entre el número de moles del agente de reticulación que asegura el enlace de las cadenas de polímero y el número de moldes de estructura de polímero, se encuentra comprendida entre 0.5 y 50%, en particular entre 0.5 y 25% en el caso de productos inyectables y entre 25 y 50% en el caso de productos sólidos. El agente de reticulación que asegura el enlace de la cadena que puede proporcionarse por una molécula bi- o polifuncional seleccionada de epóxidos, epihaloidrinas y divinilsulfona. La matriz puede contener agentes antioxidantes, vitaminas u otros agentes dispersos farmacéuticamente activos . La invención también se refiere al uso de la matriz definida arriba para reemplazar, llenar o complementar un fluido biológico o tejidos. La invención también se refiere a un proceso para obtener una matriz biocompatible que es parcialmente biodegradable, constituida por al menos un polímero de origen natural, caracterizado en que consiste de: - por una parte en injertar cadenas pequeñas de peso molecular menor de 50, 000 Da con una cantidad de injerto de 10 hasta 40%, - por otra parte, la reticulación de las cadenas principales del polímero para crear una matriz homogénea . Ejemplos Se proporcionan los ejemplos para ilustrar la invención, pero en ningún caso limitan el alcance de la invención. Primera serie de ejemplos (ejemplos 1 a 3) : Ejemplo 1 — (reticulación) Se agregaron 150 mg de hialuronato de sodio (P.M. = 2 x 106 Da) y 50 mg de carboximetilcelulosa (P.M. = 2 x 105 Da) a 6 ml de 0.5% de soda. Todo se homogenizó en una mezcla hasta que se obtuvo una solución transparente. Se agregaron entonces 10 µl de 1, 4-butanediol diglicidil éter (BDDE) a la solución y el total se mezcló durante 12 horas a 20°C. El pH se ajustó al pH fisiológico. La matriz obtenida se dializó entonces durante 24 horas (celulosa regenerada, límite de separación, P.M. = 12,000-14,000) contra una solución de amortiguador de fosfato a un pH 7 (gel 1) . Ejemplo 2 - (reticulación) Se agregaron 150 mg de hialuronato de sodio (P.M. = 2 x 106 Da) y 50 mg de carboximetilcelulosa (P.M. = 2 x 105 Da) a 6 ml de 0.5% de soda. Todo se homogenizó en una mezcla para obtener una solución transparente. Se agregaron entonces 20 µl de 1, 4-butanediol diglicidil éter (BDDE) a la solución y el total se mezcló durante 12 horas a 20°C. El pH se reajustó al pH fisiológico. La matriz obtenida se dializó entonces durante 24 horas (celulosa regenerada, límite de separación, P.M. = 12,000-14,000) contra una solución de amortiguador de fosfato a un pH 7 (gel 2) . Ejemplo 3 — (reticulación e aplicación de injerto) Se agregaron 150 mg de hialuronato de sodio (P.M. = 2 x 106 Da) y 50 mg de carboximetilcelulosa (P.M. = 2 x 105 Da) a 6 ml de 0.5% de soda. Todo se homogenizó en una mezcla hasta que se obtuvo una solución transparente. Se agregaron entonces 20 µl de 1, 4-butanediol diglicidil éter (BDDE) a la solución y el total se mezcló durante 8 horas a 20°C. Se agregaron 40 mg de bencil hialuronato (esterificado hasta 75% P.M. = 104 Da) y se mezclaron durante 2 horas a 20°C. Se agregó entonces 10 mg de vitamina C y se incorporó en la matriz viscosa. El pH se ajustó al pH fisiológico. Todo se mezcló entonces durante 2 horas. La matriz obtenida se dializó durante 24 horas (celulosa regenerada, limite de separación P.M. = 12,000-14,000) contra una solución de amortiguador de fosfato a un pH 7 (gel 3) . Cálculo de la cantidad de aplicación de injerto: Cantidad de aplicación de injerto = ( (mvitc/Mvitc + (mHabencil/MHabencil ) ) / ( (mH /MHA) + (mCMC/MCMc ) ) = 0.246 (que es por decir 24.6%) en donde: m: peso en g M: peso molecular de la unidad de polímero en g/mol Vit C: vitamina C HA: hialuronato HAbencil : bencil hialuronato CMC: carboximetilcelulosa La cantidad de injerto, se calcula al suponer gue las funciones carboxílicas se encuentran todas en la forma de sal de sodio y que la carboximetilcelulosa tiene una cantidad de sustitución de 0.9, que es 24.6%. Estudios reológicos han mostrado una disminución más lenta de estas propiedades para el gel del ejemplo 2 (gel 2) que para la del ejemplo 1 (gel 1) cuando estos geles se mantienen a 37 °C. Aunque a la fecha se ha llevado a cabo un estudio in vivo, la' degradación del gel 2 es probablemente más lenta que la del gel 1, que por sí mismo debe degradarse menos rápidamente que un gel sintetizado de acuerdo con el mismo proceso pero comprendido exclusivamente de hialuronato de sodio. Este resultado se sugiere por los datos concernientes al tiempo de vida in vivo de la carboximetilcelulosa no reticulada, comparada con la de hialuronato de sodio no reticulado inyectada en la misma concentración y que tiene un peso molecular comparable. El gel 2 tiene un tiempo de vida mayor que el del primer ejemplo gracias al grado de reticulación dos veces mayor. El número de sitios ocupados en el gel del ejemplo 3 (gel 3) es al menos igual al del gel 2 y la disminución en la viscosidad del gel 3 en el transcurso del tiempo es más lento que el del gel 2 (cuando estos geles se mantienen a 37°C) . Segunda serie de ejemplos (ejemplos 4 a 7) Ejemplo 4 - (reticulación) Se colocó 1 g de hialuronato de sodio (P.M. = 2 x 106 Da) en 10 ml de solución de soda a 1%. Todo se homogenizó con una mezcla hasta que la solución se volvió transparente. Se agregaron entonces 100 µl de 1, 4-butanediol diglicidil éter (BDDE) y todo se mezcló de nuevo durante 2 horas a 50°C. La solución se ajustó al pH fisiológico y el volumen se reajustó a 50 ml con un amortiguador de fosfato. La matriz obtenida se dializó entonces durante 24 horas (celulosa regenerada, límite de separación, P.M. = 12,000-14,000) contra una solución de amortiguador de fosfato a un pH 7 (gel 4) . Ejemplo 5 - (reticulación) Se colocó 1 g de hialuronato de sodio (P.M. = 2 x 106 Da) en 10 ml de un 1% de solución de soda. Todo se homogenizó con una mezcla hasta que la solución se volvió transparente. Se agregaron entonces 130 µl de 1, 4-butanediol diglicidil éter (BDDE) y todo se mezcló de nuevo durante 2 horas a 50 °C. La solución se ajustó al pH fisiológico y el volumen se reajustó a 50 ml con un amortiguador de fosfato.

La matriz obtenida se dializó entonces durante 24 horas (celulosa regenerada, límite de separación, P.M. = 12,000-14,000) contra una solución de amortiguador de fosfato a un pH 7 (gel 5) . Ejemplo 6 — (reticulación) Se colocaron 0.8 g de hialuronato de sodio (P.M. = 2 x 106 Da) y 0.2 g de carboximetilcelulosa (P.M. = 3 x 105 Da) en 10 ml de un 1% de solución de soda. Todo se homogenizó con una mezcla hasta que la solución se volvió transparente. Se agregaron entonces 130 µl de 1, 4-butanediol diglicidil éter (BDDE) y todo se mezcló de nuevo durante 2 horas a 50°C. La solución se ajustó al pH fisiológico y el volumen se reajustó a 50 ml con un amortiguador de fosfato. La matriz obtenida se dializó entonces durante 24 horas (celulosa regenerada, límite de separación, P.M. = 12,000-14,000) contra una solución de amortiguador de fosfato a un pH 7 (gel 6) . Ejemplo 7 - (reticulación y aplicación de injerto) Se colocaron 0.8 g de hialuronato de sodio (P.M. = 2 x 10s Da) y 0.2 g de carboximetilcelulosa (P.M. = 3 x 105 Da) en 10 ml de un 1% de solución de soda. Todo se homogenizó con una mezcla hasta que la solución se volvió transparente. Se agregaron entonces 130 µl de 1, 4-butanediol diglicidil éter (BDDE) y todo se mezcló durante 1 hora 20 minutos a 50°C. Se diluyó 0.2 g de heparina (P.M. = 3 x 103 Da) en 4 ml de 0.5% de solución de soda y se agregó entonces al gel en el curso de la formación y todo se mezcló de nuevo. La mezcla se llevó a un pH fisiológico y el volumen se reajustó a 50 ml con un amortiguador de fosfato. La matriz obtenida se dializó entonces durante 24 horas (celulosa regenerada, límite de separación, P.M, = 12,000-14,000) contra un amortiguador de fosfato de un pH 7 (gel 7) . Cómputo de la cantidad de aplicación de injerto: Cantidad de aplicación de injerto = (mhearina/Mhearina) / ((IUHA/MHA)) + (mcMc/McMc) ) = 10.3% en donde: m: peso en g M: peso molecular de la unidad de polímero en g/mol HA: hialuronato CMC: carboximetilcelulosa La cantidad de aplicación de injerto, se calcula al suponer que la mitad de las funciones ionizables se encuentran en la forma de sal de sodio y que la carboximetilcelulosa tiene una cantidad de sustitución de 0.9, que es 10.3%. Además, se ha establecido un proceso para cuantificar la inyectabilidad de los diferentes geles obtenidos en los ejemplos 1 a 7. Este proceso utiliza la medición de la fuerza necesaria para la eyección de los diferentes geles obtenidos a través de una aguja del tipo 27G. Cada gel obtenido se coloca en una jeringa de 1 ml cuya salida se proporciona con una aguja del tipo 27G. La jeringa se sostiene en vertical por un vehículo y se aplica entonces un peso al pistón de la jeringa, a una velocidad constante definida por el usuario. Un detector mide la fuerza necesaria para eyectar el producto. En la primera serie de ejemplos, la velocidad de eyección es de 75 mm/min y en la segunda serie de ejemplos, la velocidad de eyección es de 15 mm/min . Los valores de la fuerza de eyección medidos para los geles de los ejemplos 1 a 7 se dan en las tablas 1 y 2 de aguí en adelante. Tabla 1 De acuerdo con los resultados dados en la tabla, para una cantidad equivalente de reticulación, los geles reticulados e injertados de acuerdo con la invención tienen una fuerza de eyección menor (y en consecuencia una mejor inyectabilidad) que la de los geles reticulados (comparación de los geles del ejemplo 2 y del ejemplo 3) .

Tabla 2 Como se observó previamente, un incremento en la cantidad de la reticulación conduce al incremento de la fuerza necesaria para eyectar el producto (comparación de los geles 4 a 6) . A una cantidad idéntica de reticulación, esta inyectabilidad es más difícil para los geles reticulados HA/CMC. Pero si la inyectabilidad es mayor, la persistencia de estos geles debe también ser mayor. Este último ejemplo (comparación de los geles 6 y 7) -enfatiza el hecho de que el injerto de cadenas pequeñas de la heparina permite la disminución de la fuerza necesaria para la eyección mientras tanto se protege la matriz reticulada, mediante impedimento estérico y mediante las propiedades biológicas de este polímero.

Claims (8)

1. REIVINDICACIONES 1. La matriz compleja constituida por al menos un polímero biocompatible de origen natural, reticulada con un agente de reticulación de una molécula bi- o polifuncional seleccionada a partir de epóxidos, epihalohidrinas y divinilsulfona y sobre las cuales se injertan las cadenas de peso molecular menor de 50,000 Da, seleccionadas a partir de polímeros de origen natural de tamaño pequeño, preferentemente derivados celulósicos u otros derivados de biopolímeros no presentes de manera natural en el cuerpo humano y/o cadenas no poliméricas que tienen propiedades antioxidantes o propiedades para inhibir las reacciones de degradación de dicha matriz, preferentemente vitaminas, enzimas o moléculas que comprenden uno o varios ciclos, con una cantidad de injerto, definida como que se encuentra en la proporción entre el número de moles de moléculas injertadas y el número de moles de unidades del polímero, desde 10 hasta 40%.
2. 2. La matriz de acuerdo con la reivindicación 1, en la cual el polímero biocompatible de origen natural se selecciona a partir de ácido hialurónico, sulfato de condroitina, queratano, sulfato de queratano, heparina, sulfato de heparina, celulosa y sus derivados, xantanos y alginatos, proteínas o ácido nucleico.
3. 3. La matriz de acuerdo con una o la otra de las reivindicaciones 1 y 2, en la cual el polímero biocompatible de origen natural es un polímero no presente de manera natural en el cuerpo humano tal como un derivado celulósico, un xantano o un alginato el cual se retícula con al menos un polímero presente de manera natural en el cuerpo humano seleccionado a partir de ácido hialurónico, sulfato de condroitina, queratano, sulfato de queratano, heparina, sulfato de heperano, xantanos y alginatos, proteínas o ácidos nucleicos .
4. 4. La matriz de acuerdo con una de las reivindicaciones 1 a 3, en la cual la cantidad de reticulación, definida como la proporción entre el número de moles del agente de reticulación gue asegura el enlace de las cadenas de polímero y el número de moles de las unidades del polímero, se encuentra comprendida entre 0.5 y 50%, en particular entre 0.5 y 25% en el caso de productos inyectables y entre 25 y 50% en el caso de productos sólidos.
5. 5. La matriz de acuerdo con una de las reivindicaciones 1 a 4, que contiene agentes antioxidantes, vitaminas y otros agentes farmacológicamente activos dispersos .
6. 6. La matriz de acuerdo con una de las reivindicaciones 1 a 5, que contiene vitaminas u otros agentes farmacológicamente activos dispersos.
7. 7. El uso de una matriz de acuerdo con una de las reivindicaciones 1 a 6, para separar, reemplazar, llenar o complementar un fluido biológico o tejidos.
8. 8. El proceso para la preparación de una matriz biocompatible parcialmente biodegradable constituida por al menos un polímero de origen natural, caracterizado en que este consiste en: por una parte en injertar cadenas pequeñas de peso molecular menor de 50,000 Da con una cantidad de aplicación de injerto de 10 hasta 40%, estando seleccionadas las cadenas pequeñas a partir de polímeros de origen natural de tamaño pequeño, preferentemente derivados celulósicos o derivados de otros biopolímeros no presentes de manera natural en el cuerpo humano y/o cadenas no poli erizadas que tienen propiedades antioxidantes o propiedades de inhibición de reacciones de degradación de dicha matriz, preferentemente vitaminas, enzimas y moléculas que comprenden una o varias unidades . - por otra parte, la reticulación de las cadenas principales del polímero para crear una matriz homogénea, con la ayuda de un agente de reticulación gue es una molécula bi-o polifuncional seleccionada a partir de epóxidos, epihalohidrinas o divinilsulfona .