BIOMATERIAL PARA OSTEOSÍNTESIS.

La presente invención se refiere a un biomaterial para la realización de materiales de osteosíntesis dotados de unas propiedades mecánicas dinámicas análogas a las del hueso. Numerosas complicaciones óseas de origen patológico o traumático hacen que sea indicada la utilización de unos biomateriales protésicos. La cirugía ortopédica representa un mercado creciente debido al envejecimiento de la población, a patologías tales como los tumores óseos y la osteoporosis, y a la obesidad que afecta cada vez a más personas en todo el mundo. El material óseo es un compuesto híbrido que se compone de una fase orgánica, de una fase mineral y de agua, representando respectivamente de promedio el 22, el 69 y el 9% en masa en el caso de los mamíferos adultos [Lee 1981, Banks 1993]. La fase orgánica está constituida en un 90% por una sustancia fibrilar (mayoritariamente colágeno) y en un 10% por otros compuestos orgánicos minoritarios que forman la sustancia denominada fundamental o interfibrilar [Fisher 1985, Toppets 2004]. A escala molecular, el colágeno, compuesto mayoritario de la fase orgánica ósea es una proteína a la que se asocian diferentes niveles de estructuración. De una forma general, el colágeno está constituido por unas cadenas polipeptídicas de 1052 a 1060 amioácidos unidos mediante enlaces peptídicos (CO-NH). Dicha fase orgánica se encuentra en el origen de la viscoelasticidad del tejido calcificado. La fase mineral se compone de unos cristales de fosfato de calcio con una composición química próxima a la de la hidroxiapatita Ca10(PO4)6(OH)2 [Rey 1990]. Son los mismos los que les confieren a los tejidos calcificados su elasticidad y su rigidez. Existen dos tipos principales de tejidos óseos: el tejido cortical o compacto, y el tejido trabecular o esponjoso, que representan respectivamente el 80 y el 20% de la masa esquelética [Bronner 1999]. El hueso compacto, denominado asimismo Haversiano, aparece como una masa sólida y densa, y principalmente es responsable de la función de soporte mecánico. La unidad de base del hueso cortical es un conjunto de 20 a 30 láminas concéntricas que forman un sistema denominado osteona de 200 a 250 m de diámetro de promedio en el caso del hombre [Cowin 2001]. Dichas osteonas se orientan paralelamente al eje del hueso (siguiendo las líneas del campo de tensión mecánica) y se asocian vía hueso intersticial laminar más antiguo procedente de la resorción de osteonas antiguas. El hueso es un material vivo y sufre múltiples remodelaciones morfológicas durante su crecimiento, su renovación constante (remodelación), su envejecimiento, y finalmente en el curso de desórdenes patológicos (osteoporosis, osteosarcoma) o traumatológicos (fisuras, fracturas). Las diferentes fases de formación y de resorción de los tejidos óseos implican a unas hormonas y al conjunto del material celular. El equilibrio de los procesos dinámicos de remodelación ósea viene controlado por los campos de tensiones y por las deformaciones sufridas por el esqueleto [Wolff 1892]. La perturbación o la modificación permanente del ambiente mecánico de una región ósea originan una redistribución del campo de tensión fisiológica. La respuesta del organismo es la remodelación de la forma geométrica del hueso para adaptarla a su nuevo ambiente mecánico. Dicha situación se da cuando un dispositivo de osteosíntesis se utiliza en cirugía ortopédica [ODoherty 1995]. Las propiedades mecánicas de los tejidos óseos han sido objeto de un gran número de publicaciones. El tejido óseo se ha considerado primeramente como un material elástico caracterizado por su comportamiento en régimen estático. En las condiciones fisiológicas, se ve sometido a unas tensiones dinámicas (frecuencia fisiológica entre 0,1 y 10 Hz); por lo tanto presenta un comportamiento viscoelástico. La Espectrometría Mecánica Dinámica (SMD) permite definirlo: una deformación sinusoidal (representada por *) se aplica y provoca que se establezca una tensión sinusoidal (representada por *) en el espécimen de ensayo, con un desfase identificado con . El módulo mecánico complejo en cizallamiento G* se determina de este modo: G* = * / * E08352027 29-11-2011 Puede definirse, asimismo, como la suma del módulo elástico o conservativo G y del módulo disipativo o de pérdidas G: G* = G + iG La relación entre G y G, identificada como tan , es el factor de pérdida de energía mecánica. Para que los valores medidos sean representativos del estado fisiológico, es necesario que las mediciones se realicen en un líquido fisiológico. Los valores del módulo mecánico de cizallamiento G referenciados en la bibliografía van de 100 MPa a 10 GPa; los valores obtenidos para tan son de 10 -2 aproximadamente. 2 Con el objetivo de aproximarse lo más posible al comportamiento mecánico del tejido óseo, es necesario definir un biomaterial, es decir un material no vivo utilizado en un dispositivo médico destinado a interactuar con los sistemas biológicos [conferencia de Chester de la Sociedad Europea de Biomateriales, 1986]. Dentro de la gran familia de biomateriales utilizados en el ámbito de la cirugía ortopédica, las aleaciones metálicas, las cerámicas y los   materiales basados en un polímero se encuentran bien representadas. Cada uno de dichos tres grupos presenta unas ventajas y unos inconvenientes que les son propios. Actualmente, la gran mayoría de materiales utilizados para dicho tipo de aplicaciones (prótesis total de cadera, de rodilla, materiales de osteosíntesis) son unos materiales metálicos de módulo alto en comparación con el del hueso cortical sobre el que se fijan. El campo de tensión fisiológica resulta desviado por dicho dispositivo que soporta, por lo tanto, todas las tensiones y realiza de este modo un apantallamiento de las tensiones, denominado stress shielding en las publicaciones [Brown 1981]. Es el fenómeno que induce un balance de remodelación negativo, por lo tanto una resorción: las zonas del hueso que ya no ejercen su función de sostén mecánico son reabsorbidas por el organismo, y los riesgos de fractura tras la retirada del implante o de su desprendimiento a medio plazo aumentan [Vaughan 1970, Uthoff 1971, Tonino 1976, Paavolainen 1978, Slätis 1978, Bradley 1980, Cook 1982, Uthoff 1983, Claes 1989, Huiskes 1989, Damien 1991, Huiskes 1995]. Se ha puesto de manifiesto que la utilización de unos biomateriales con unas propiedades elásticas más próximas a las del hueso cortical permite acelerar los procesos de osteogénesis [Robbins 2004]. La disminución de la protección mecánica del hueso debida a la utilización de unos implantes semirrígidos permite solicitar más al material óseo reduciendo suficientemente la movilidad en el nivel de los puntos de fractura o de las interfaces cerámica osteoconductora/platillos vertebrales en el caso de las artrodesis vertebrales. Ello se ha puesto de manifiesto recientemente mediante la comparación de la velocidad de fusión de las vértebras con la ayuda de unas cajas intersomáticas de titanio y de polímero biodegradable [Pflugmacher 2004]. Con dichas últimas, la fusión de las vértebras es más rápida: las tensiones mecánicas que se ejercen en el nivel de los platillos vertebrales no resultan desviadas totalmente por las cajas y se transmiten al material osteoconductor dispuesto en su centro. Por lo tanto existe un contacto íntimo y dinámico entre dicho material y las vértebras, acelerando la osteogénesis y la fusión. Las biocerámicas como el circonio, la alúmina, los fosfatos de calcio, o bien las prótesis metálicas basadas en el titanio o en otras aleaciones, presentan unos módulos elásticos ampliamente superiores al del hueso cortical o esponjoso. Por ejemplo, el titanio o la aleación de titanio denominada Ti-6A14V utilizada para la realización de una prótesis total de cadera presentan un módulo de Young de aproximadamente 100 GPa, y el acero inoxidable AISI 316LTi presenta un módulo de Young de 140 GPa [Long 1998]. Las biocerámicas presentan asimismo unos módulos elásticos elevados (varios centenares de GPa) y son frágiles [Ramakrishna 2001]. Debe destacarse que es la rigidez de los implantes la responsable del nivel de desviación de las tensiones mecánicas [Brown 1979, Claes 1989]. Dicho resultado ha dado origen al desarrollo de los implantes metálicos de un espesor inferior o porosos para disminuir su rigidez. Aunque, en este caso, las propiedades de resistencia a la fatiga disminuyen y los dispositivos implantados pasan a ser poco viables. El hueso compacto presenta un factor de pérdidas de aproximadamente 10 -2 . Dicha característica es fisiológicamente fundamental puesto que es la que cuantifica la aptitud del hueso para absorber una parte de la energía mecánica generada en el curso de nuestras actividades cotidianas, y necesaria para su remodelación. Los biomateriales... [Seguir leyendo]

1. Biomaterial para la realización de unos materiales de osteosíntesis con unas propiedades mecánicas dinámicas análogas a las del tejido calcificado, caracterizado porque comprende: -una matriz poliamida semiaromática -por lo menos un refuerzo. 2. Biomaterial según la reivindicación 1, caracterizado porque dicho refuerzo presenta un aspecto particular con unas dimensiones comprendidas entre 10 nm y 100 m. 3. Biomaterial según la reivindicación 2, caracterizado porque dicho refuerzo particular se presenta en forma de agujas y/o láminas. 4. Biomaterial según la reivindicación 1, caracterizado porque dicho refuerzo presenta un aspecto fibroso con un factor de forma L/d superior a 10. 5. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque dicho refuerzo es un compuesto inorgánico seleccionado entre los vidrios, los silicatos, los fosfatos de calcio y una mezcla de los mismos. 6. Biomaterial según la reivindicación 5, caracterizado porque dicho refuerzo es de apatita. 7. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado porque dicho refuerzo es un compuesto orgánico seleccionado entre las poliamidas, el carbono y una mezcla de los mismos. 8. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la matriz poliamida semiaromática comprende por lo menos una homopoliamida de fórmula Y.Ar en la que: -Y designa un motivo procedente de por lo menos una diamina alifática y/o cicloalifática, saturada, lineal o ramificada que comprende preferentemente de 4 a 20 átomos de carbono, -Ar designa un motivo procedente de por lo menos un diácido carboxílico aromático eventualmente reemplazado que comprende preferentemente de 8 a 22 átomos de carbono. 9. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, caracterizado porque la matriz poliamida semiaromática comprende por lo menos una copoliamida de fórmula X/Y.Ar en la que: -Y designa un motivo procedente de por lo menos una diamina alifática y/o cicloalifática, saturada, lineal o ramificada que comprende preferentemente de 4 a 20 átomos de carbono, -Ar designa un motivo procedente de por lo menos un diácido carboxílico aromático eventualmente reemplazado que comprende preferentemente de 8 a 22 átomos de carbono, y -X designa: - o un motivo procedente de por lo menos una lactama y/o de por lo menos un - aminoácido carboxílico, comprendiendo la lactama y/o el - aminoácido carboxílico preferentemente de 6 a 18 átomos de carbono, - o un motivo U.V procedente de la condensación de por lo menos una diamina U con por lo menos un diácido carboxílico V, seleccionándose la diamina U lineal o ramificada entre una diamina alifática, una diamina cicloalifática, una diamina aromática y sus mezclas y comprendiendo preferentemente de 4 a 20 átomos de carbono, el diácido carboxílico V lineal o ramificado seleccionándose entre un diácido alifático, un diácido cicloalifático, un diácido aromático y sus mezclas, y comprendiendo preferentemente de 6 a 20 átomos de carbono. 10. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones 8 a 9, caracterizado porque el diácido carboxílico aromático Ar es un ácido ftálico, seleccionado preferentemente entre el ácido tereftálico, el ácido isoftálico, el ácido ortoftálico y sus mezclas. 11. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones 9 a 10, caracterizado porque el número de átomos de carbono de uno por lo menos de los motivos X e Y comprende de 6 a 12 átomos de carbono. 9 E08352027 29-11-2011   12. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones 9 a 11, caracterizado porque uno por lo menos del motivo Y y de la diamina U se selecciona entre el grupo siguiente: 1,6-hexametilendiamina, 1,9nonandiamina, 2-metil-1,8-octandiamina, 1,10-decandiamina, 1,12-dodecandiamina y sus mezclas. 13. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones 9 a 12, caracterizado porque X se selecciona entre la lactama 12, el amino-11-undecanoico, el ácido amino-12-dodecanoico y sus mezclas. 14. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones 9 a 13, caracterizado porque V se selecciona ente el grupo siguiente: ácido adípico, ácido subérico, ácido azelaico, ácido sebácico, diácido 1,12 dodecandioico, ácido brasílico, diácido 1,14-tetradecandioico, ácido tereftálico, ácido isoftálico, ácido naftalendicarboxílico y sus mezclas. 15. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones 9 a 14, caracterizado porque las proporciones molares de X en relación con Y (o Ar) son: para Y = 1, 0 X 0,7. 16. Biomaterial según la reivindicación 15, caracterizado porque las proporciones molares de X en relación con Y (o Ar) son preferentemente: Para Y = 1, 0 X 0,5. 17. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones 9 a 16, caracterizado porque las diaminas Y y U son idénticas. 18. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende hasta un 70% en masa, en relación con la masa total de biomaterial, de refuerzo. 19. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende además un elemento o una mezcla de elementos tensioactivos, una molécula o una mezcla de moléculas amfifílicas o cualquier otro elemento o mezcla de elementos compatibilizantes. 20. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende un porcentaje de agua añadida inferior al 5% en masa, en relación con la masa total de biomaterial. 21. Biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la matriz poliamida semiaromática y el refuerzo se seleccionan de tal modo que las propiedades mecánicas dinámicas del biomaterial responden a un nivel de viscoelasticidad significativo a las temperaturas y frecuencias fisiológicas de aproximadamente el del tejido calcificado, definido por un módulo conservativo G comprendido entre 100 MPa y GPa (ambos valores incluidos), en modo de cizallamiento, y un factor de pérdida de energía mecánica representado por tan superior a 10 -3 en modo de cizallamiento. 22. Utilización de un biomaterial según cualquiera de las reivindicaciones anteriores para la realización de unos dispositivos de osteosíntesis o de unas prótesis dentales. E08352027 29-11-2011   Módulo conservativo G (GPa) Cizallamiento Temperatura = 37ºC Índice de deformación = 0,1% Frecuencia (Hz) Figura 1 11 Hueso cortical E08352027 29-11-2011   Cizallamiento Temperatura = 37ºC Índice de deformación = 0,1% Frecuencia (Hz) 12 Figura 2 Hueso cortical E08352027 29-11-2011   Rojo neutral Rojo neutral Rojo neutral Figura 3 13 Rojo neutral Rojo neutral Rojo neutral E08352027 29-11-2011   Figura 4 14 E08352027 29-11-2011