Estructura híbrida co-continua para la regeneración de defectos óseos.

La presente invención describe un procedimiento para la obtención de un scaffold que consiste en una matriz porosa de PCL y un recubrimiento de hidroxiapatita que comprende: (i) preparar una disolución homogénea de PCL en una mezcla de dos disolventes, un disolvente de PCL, y un no-solvente de PCL, (ii) rellenar un molde con dicha disolución homogénea; (iii) enfriar la disolución homogénea hasta una temperatura inferior a la temperatura a la que se produce la separación de dos fases líquidas; (iv) tratamiento isotérmico; (v) solidificar ambas fases disminuyendo la temperatura; (vi) extraer el disolvente de PCL y el no-solvente de PCL, con un tercer disolvente; y (vii) deposición de HAp biomimética. El soporte es útil en aplicaciones de ingeniería tisular

Estructura híbrida co-continua para la regeneración de defectos óseos.

Campo de la invención

La presente invención se encuadra dentro del campo de la ingeniería tisular, y más particularmente se refiere a un soporte macroporoso tridimensional, que comprende una matriz porosa de policaprolactona y un recubrimiento de hidroxiapatita biomimética. La invención se refiere asimismo al procedimiento de obtención de dicho soporte, así como al empleo del mismo en aplicaciones como la regeneración de tejido óseo.

Antecedentes de la invención

Debido al padecimiento de cánceres, accidentes o por degeneración ósea se puede producir una perdida masiva de tejido óseo, y dar lugar a la necesidad de un injerto óseo. Un injerto óseo ideal para reparar defectos óseos debería permitir a las células óseas crecer en el área afectada, para restaurar la función e integridad física del hueso. Hoy en día, los autoinjertos son la opción preferida para la reparación ósea porque son biocompatibles y no hay riesgo de trasmisión de enfermedades. Sin embargo, las limitaciones de los autoinjertos son la escasa cantidad de tejido obtenible, la doble operación necesaria para llevar a cabo el injerto, y la morbilidad en el sitio de extracción, generalmente asociado con molestias y sufrimiento para el paciente. Aloinjertos, que consistan en el injerto del tejido extraído del hueso de un cadáver, son también soluciones pero se descartan cada vez más por el riesgo de transmisión de enfermedades y de rechazo inmunológico.

Para resolver los problemas asociados con los injertos óseos, muchos investigadores han intentado desarrollar sustancias artificiales que puedan servir de injerto óseo. En el estado de la técnica se definen las cualidades que debe poseer tal material para ser implantado exitosamente. Primero, el material debe ser biodegradable para que conforme el nuevo hueso vaya formándose pueda crecer en el sitio de injerto, puesto que éste va desapareciendo con el tiempo. Tanto el material como sus productos de degradación deben ser biocompatibles, para no presentar riesgo alguno para la salud del paciente. Segundo, el material debe mantener unas características mecánicas parecidas a las del hueso, para que las cargas trasmitidas en el implante favorezcan la remodelación del tejido óseo y la calcificación.

Tercero, el material debe ser osteoconductivo, es decir, debe proporcionar a las células un soporte para adherirse y proliferar hasta colonizar todo el implante. Materiales osteoconductivos incluyen las cerámicas a base de fosfato cálcico, como la hidroxiapatita (componente natural inorgánico del hueso), el trifosfato de calcio o los biovídrios (Bioglass ®).

Las cerámicas y biovidrios son compatibles por el parecido de su estructura química con la del hueso nativo, sin embargo son difíciles de procesar, sobre todo en forma porosa, y no tienen la flexibilidad que otorga al hueso su parte orgánica, el colágeno, siendo muy rígidas y quebradizas. Además, las hidroxiapatitas sinterizadas son altamente cristalinas y no se degradan con facilidad, lo que a largo plazo puede impedir una regeneración completa del hueso.

Polímeros biodegradables que despiertan mucho interés en el campo de la ingeniería tisular son por ejemplo la policaprolactona (PCL), el ácido poliláctico (PLA), el ácido poliglicólico (PGA), el ácido (láctico-co-glicólico), etc. Son fáciles de conformar y de trasformar, y se degradan a una velocidad que se puede adaptar al ritmo de regeneración del hueso. Aunque se puede sintetizar scaffolds a partir de ellos de forma sencilla y lograr que tengan buenas propiedades mecánicas, los polímeros puros no son ideales para este uso ya que no son muy osteoconductivos. El hueso neoformado no se adherirá o no crecerá bien en los materiales puros.

Debido a este hecho, lógicamente, la atención de las nuevas investigaciones realizadas se ha volcado sobre materiales compuestos (que a semejanza del hueso, que combina una fase orgánica, el colágeno, con una fase inorgánica, la hidroxiapatita), contengan a la vez polímero y cerámica. Para conseguir el material compuesto se incorporan partículas inorgánicas específicas de tamaño reducido a una matriz del polímero seleccionado. Además de una mejora de propiedades mecánicas debida al efecto reforzante de dichas partículas, se espera que crezca la bioactividad y la osteoconductividad del soporte. Diversos estudios han demostrado la viabilidad de este planteamiento (Biomaterials, in press; Fabrication of three-dimensional polycaprolactone/hydroxyapatite tissue scaffolds and osteoblast-scaffold interactions in Vitro, Lauren Shor, Selcuk Guceri, Xuejun Wen, Milind Gandhi, Wei Sun). Sin embargo, la cantidad de partículas que afloran a la superficie es bastante pequeña y el efecto osteoinductivo consecuentemente también lo es. Es por ello que se hace necesaria una cantidad de carga muy elevada para que este efecto sea significativo.

Un procedimiento propuesto por Kokubo et al. [Biomaterials 27 (2006) 2907-2915- How useful is SBF in predicting in vivo bone bioactivity? Tadashi Kokubo, Hiroaki Takadama] para cuantificar la osteoinductividad de un soporte es la inmersión en un fluido corporal simulado (disolución acuosa con la misma cantidad de electrolitos que el plasma sanguíneo). Una prueba de la osteoinductividad es haber conseguido la deposición en la superficie del material de una fase inorgánica a base de fosfato cálcico, parecida a la hidroxiapatita del hueso.

En numerosos trabajos se plantean procedimientos para que hidroxiapatita biomimética se pueda nuclear en la superficie del material polimérico a fin de aumentar la adhesión celular y la bioactividad. La presencia de hidroxiapatita biomimética en el injerto puede favorecer la remodelación del hueso por redisolución de la apatita depositada. Adicionalmente y debido a un mayor exceso de iones en el medio, la presencia de la hidroxiapatita puede servir para regular el pH del medio alrededor del injerto ya que algunos productos de degradación de los polímeros son ácidos (por ejemplo en el caso del ácido poliláctico). Se han desarrollado técnicas para recubrir de hidroxiapatita biomimética distintos materiales poliméricos siempre que éstos tengan grupos funcionales de tipo hidroxilo tales como los carboxilos, silanoles, TiOH, etc... Los resultados publicados [Preparation of bonelike apatite composite for tissue engineering scaffold; Hirotaka Maeda, Toshihiro Kasuga, Masayuki Nogamia, Minoru Ueda; Science and Technology of Advanced Materials 6 (2005) 48-53] permiten intuir que las propiedades biológicas de tal apatita son significativamente mejores que las de los fosfatos cálcicos o apatitas sintéticas tradicionales. Las causas que explican estos mejores resultados son variadas. Entre otras destaca que el tamaño medio del cristal de apatita formada por este procedimiento es pequeño, lo cual favorece la redisolución de los cristales en el organismo. Se trata éste de un fenómeno que no se observa con las apatitas sintéticas sinterizadas a altas temperaturas, que son altamente estables y no se descomponen. Otra causa es que la composición química de este tipo de apatita es mucho más similar a la del hueso natural.

Se conoce en el estado de la técnica solicitudes de patentes, que describen la preparación de "scaffolds" con características muy diversas que se obtienen mediante el uso de variados procesos de fabricación y materiales para la regeneración ósea.

La solicitud US2003082808 divulga un soporte macroporoso polimérico con una red de macroporos interconectados que presentan un diámetro comprendido entre 0,5-3,5 mm, preferentemente entre 1-2 mm. Este soporte se prepara mediante un procedimiento que comprende la combinación de las técnicas de disolución selectiva e inversión de fase, que proporciona control sobre la morfología del soporte formado, tiene utilidad en el campo de la ingeniería tisular, particularmente como soporte para crecimiento de células in vitro e in vivo. La superficie del soporte puede ser modificada por ejemplo por deposición de partículas de fosfato cálcico resorbibles por osteoclastos. Sin embargo, este soporte presenta, entre otras, la desventaja de que su biocompatibilidad es limitada.

La solicitud US2004/191292 divulga un material compuesto, y su uso en el campo de la ingeniería biomédica, que comprende micropartículas bioactivas que podrían inducir al tejido óseo humano a regenerarse....

1. Un procedimiento para obtener un soporte macroporoso y tridimensional que consiste en una matriz porosa de policaprolactona y un recubrimiento de hidroxiapatita biomimética que recubre las superficies internas de los poros de la matriz, caracterizado porque comprende las etapas de:

2. Procedimiento, según la reivindicación 1, en el que la etapa (i) se lleva a cabo a una temperatura igual o superior la temperatura ambiente.

3. Procedimiento, según la reivindicación 1 o 2, en el que el disolvente de policaprolactona se selecciona del grupo formado por tetrahidrofurano, dimetilsulfóxido, cloruro de metileno, acetato de etilo, cloroformo, n-heptano, n-hexano, n-pentano, dioxano, benceno, xileno, acetona, naftaleno, dimetilformamida, dioxano, ácido acético, acetona y sus mezclas.

4. Procedimiento, según la reivindicación 1 o 2, en el que el no-solvente se selecciona del grupo formado por agua, etanol y sus mezclas.

5. Procedimiento, según las reivindicaciones 3 y 4, en el que el disolvente es dioxano y el no-solvente es agua.

6. Procedimiento, según la reivindicación 5, en el que la concentración de agua en la mezcla de dioxano y agua está comprendida entre 10% y 15% y en el que la concentración de policaprolactona está comprendida entre 3% y 20%.

7. Procedimiento, según la reivindicación 6, en el que el la disolución homogénea se prepara a partir de una mezcla de dioxano/agua en proporción 88/12, 10% en peso de policaprolactona con respecto a la mezcla de disolventes y 1% de tween 80.

8. Procedimiento según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en el que la disolución homogénea se enfría 5ºC por debajo de la temperatura del punto de nube, y se mantiene a dicha temperatura durante un tiempo comprendido entre 3 y 30 minutos.

9. Procedimiento según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, en la que la etapa (v) se lleva a cabo por inmersión del sistema formado por las dos fases en nitrógeno líquido.

10. Procedimiento según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9, en el que la etapa (vi) se lleva a cabo en etanol a -20ºC.

11. Procedimiento según la reivindicación 1, en el que la etapa (vi) de extracción se lleva a cabo, alternativamente, por sublimación en frío.

12. Procedimiento según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11, en el que la etapa (vii) comprende las siguientes etapas: