MATERIAL COMPUESTO DE POLÍMERO Y PARTÍCULAS DE MAGNESIO PARA APLICACIONES BIOMÉDICAS.

Material compuesto de polímero y partículas de magnesio para aplicaciones biomédicas.

La presente invención se refiere a un material de matriz polimérica y partículas de magnesio, biocompatible y reabsorbible con aplicaciones médicas en concreto para su aplicación como material de osteosíntesis y en ingeniería tisular ósea para la regeneración de tejido óseo.

Material compuesto de polímero y partículas de magnesio para aplicaciones biomédicas.

La presente invención se refiere a un material de matriz polimérica y partículas de magnesio biocompatible y reabsorbible con aplicaciones médicas, en concreto como material de osteosíntesis y en la ingeniería tisular ósea.

Estado de la técnica anterior

El hueso es un tejido que se renueva de forma continua a lo largo de la vida del individuo mediante el proceso de remodelado óseo. Esta continua remodelación permite al hueso regenerarse tras ser dañado mediante la creación de un tejido idéntico al original. Habitualmente, la dinámica del hueso es suficiente para reparar fracturas y reconstruir defectos comunes. Sin embargo, tras la destrucción de grandes volúmenes de masa ósea, como en el caso de traumatismos graves, tumores, infecciones y desórdenes en el desarrollo, el tejido dañado no es capaz de regenerarse por sí mismo. En estos casos se requiere un injerto óseo o un sustitutivo sintético para ayudar o completar la reparación de la deficiencia esquelética. El mejor sustitutivo óseo es el propio hueso, ya sea proveniente del propio paciente o bien obtenido de un donante. Sin embargo, existen problemas asociados al uso de injertos óseos, como la insuficiente cantidad de tejido disponible cuando se trata del mismo paciente o el riesgo de transmisión de enfermedades en el caso de donaciones. Como alternativa, la Ingeniería Tisular propone el desarrollo de materiales sintéticos de distinta naturaleza (polímeros, cerámicos o metales) sobre los cuales cultivar células para implantarse posteriormente en el paciente. La búsqueda de nuevas estrategias y materiales para la reparación y regeneración del tejido óseo dañado es asimismo una prioridad motivada por el desafío socio-económico que se deriva del incremento en patologías óseas asociadas al envejecimiento de la población en las sociedades avanzadas.

En los años 50 se buscaban materiales bioinertes, con una interacción mínima con el entorno biológico. La segunda generación de biomateriales, en los ochenta, propició el desarrollo de materiales bioactivos que perseguían una reacción controlada con el entorno. A partir del año 2000, el objetivo ha sido desarrollar biomateriales de tercera generación que permitan la regeneración de los tejidos en lugar de su sustitución. En el caso de las reparaciones del tejido óseo, los materiales deberían ser preferentemente osteoconductores, permitiendo el crecimiento del hueso hacia el interior del material, biocompatibles, es decir, que sean tolerados por el tejido circundante y no promuevan una respuesta adversa, y en lo posible deberían incorporar moléculas osteoinductoras, capaces de promover la formación ósea. Muchos de los materiales desarrollados son cerámicos bioactivos, vidrios bioactivos, polímeros sintéticos o biológicos, y sus compuestos.

Los materiales inorgánicos bioactivos de interés clínico tienen una composición similar a la fase mineral del hueso. Los vidrios bioactivos, por ejemplo, cuando se sumergen en fluidos biológicos producen rápidamente una capa de apatita bioactiva que puede unirse al tejido biológico. Además, se pueden formular para liberar de forma controlada iones Si, capaces de aumentar la diferenciación celular y la osteogénesis. La velocidad de reabsorción de los vidrios bioactivos y biocerámicos se puede ajustar con hidroxiapatita cristalina durante largos periodos de tiempo, mientras que existen otros fosfatos cálcicos que tienen una mayor capacidad para reabsorberse pero poca resistencia para soportar cargas.

Los polímeros biológicos tales como colágeno y ácido hialurónico son materiales en uso para la reconstrucción de tejidos en aplicaciones clínicas. Sin embargo, su debilidad está relacionada con el riesgo potencial de transmisión de enfermedades y las dificultades para su manipulación. Por otro lado, los polímeros sintéticos tales como policaprolactona (PCL) , polifumaratos, ácido poliláctico (PLA) , ácido poliglicólico (PGA) y sus copolímeros (PLGA) , se emplean en la actualidad para la fabricación de suturas, clavos, tornillos y placas, constituyendo una alternativa muy versátil. Aunque sus productos de degradación son metabolizados y eliminados por el organismo, cuando se encuentran en concentraciones muy elevadas pueden provocar un descenso local del pH, comprometiendo la viabilidad de los tejidos.

En general, la naturaleza frágil de los materiales cerámicos bioactivos y las bajas propiedades mecánicas de los polímeros biodegradables desaconseja su uso en aplicaciones en las que se precise soportar altas cargas, como en la mayoría de las aplicaciones ortopédicas.

Los materiales compuestos de origen orgánico-inorgánico tienden a mimetizar la naturaleza del hueso combinando la tenacidad de un polímero con la resistencia a compresión de un cerámico, lo que da lugar a materiales con mejores propiedades mecánicas y perfiles de degradación. Como materiales de refuerzo se han utilizado tanto hidroxiapatitacomo biovidrios (ME Navarro, Desarrollo y Caracterización de Materiales Biodegradables para Regeneración Ósea, Tesis Doctoral, UPC, 2005) . La utilización de materiales compuestos cargados con metales ha sido poco investigada en este campo. Sin embargo, parece ser una forma efectiva de controlar la degradación del metal, tal como se ha observado durante la degradación de nanocompuestos de Cu con polietilenos de baja densidad (S Cai, Xia X, Xie C, Biomaterials 26 (2005) 2671-2676) .

Cabe destacar el desarrollo de materiales metálicos degradables para componentes sometidos a cargas. Las aleaciones de Mg, ampliamente investigadas en la actualidad, se introdujeron en la primera mitad del siglo pasado. Su principal ventaja en relación con otros biomateriales metálicos es su baja densidad (1, 7-2, 0 g/cm3) . Adicionalmente, su tenacidad a la fractura es superior a la de los materiales cerámicos, con un valor del módulo elástico (41-45 GPa) muy próximo al del hueso natural (<20 GPa) . Uno de los problemas asociados a su utilización estuvo relacionado con su rápida velocidad de corrosión in vivo (D. Williams, Med. Device Technol. 17 (2006) , 9, p8-10) , que producía una acumulación importante de hidrógeno (1 litro por gramo de Mg) . Debido a este problema su utilización entró en desuso con el desarrollo de los aceros inoxidables. En la actualidad son numerosos los esfuerzos que se están haciendo para disminuir su velocidad de degradación y aumentar sus propiedades mecánicas (MP Staiger, AM Pietak, J Huadmai, G Dias, Biomaterials 27 (2006) 1728-1734 y en WD Müller, ML Nascimento, M Sedéis, M. Corsico, L.M. Gassa, MAF Lorenzo de Mele, Mat. Res. 10 (2007) 5-10]. Desafortunadamente esto se está consiguiendo a partir de la introducción de elementos de aleación que, una vez degradado el implante, podrían plantear problemas de biocompatibilidad.

La Ingeniería Tisular persigue la utilización de andamios o estructuras materiales, decorados o no con moléculas bioactivas, sobre los que cultivar células para generar constructos implantables que promuevan la regeneración del tejido en el paciente. Esta aproximación, que forma parte de lo que se conoce como Medicina Regenerativa, busca un sustrato que idealmente pudiese ser biodegradable, con el fin de que la regeneración tisular fuese lo más completa posible, al menos en la mayoría de las aplicaciones, y en el caso de la regeneración del tejido óseo, que sea necesariamente poroso para asegurar la osteoconducción y vascularización del nuevo tejido. La gran mayoría de los andamios desarrollados para aplicaciones en Ingeniería de Tejidos, se basan en materiales de naturaleza polimérica. Existen varias técnicas de procesado para generar estructuras tridimensionales con distintos grados de porosidad y características superficiales.

Un aspecto esencial para garantizar la osteoconducción en los andamios reside en que su porosidad esté interconectada (Hing et al. J. Mater. Sci.: Mater. Med. 16, (2005) 469-475) , para permitir no sólo la colonización celular, sino también una adecuada vascularización. Esta consideración exige que los poros tengan un tamaño superior a las 100 micras de diámetro para que las células precursoras de las células formadoras de hueso colonicen zonas profundas del material y regeneren una estructura tridimensional lo más próxima posible a la del hueso trabecular. Así, el proceso de osteoconducción se verá favorecido por una alta porosidad de la matriz polimérica. Se considera que para una adecuada colonización y vascularización el tamaño del poro debe estar en el rango de 200 a 500 μm. Sin embargo, este requerimiento está limitado por la necesidad de que el andamio tenga una adecuada resistencia... [Seguir leyendo]

1. Material que comprende la mezcla de:

a. una matriz polimérica que comprende un polímero biodegradable, y

b. partículas de magnesio.

2. Material según la reivindicación 1, donde el polímero biodegradable se selecciona de entre policaprolactona, polifumaratos, ácido poliláctico, ácido poliglicólico y cualquiera de sus combinaciones.

3. Material según cualquiera de las reivindicaciones 1 ó 2, donde el polímero biodegradable es un copolímero formado por al menos ácido poliláctico.

4. Material según la reivindicación 3, donde la relación en peso de ácido poliláctico a copolímero es de entre 100:0 a 60:40.

5. Material según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, donde las partículas de magnesio tienen un tamaño de entre 50 y 250 μm.

6. Material según cualquiera de las reivindicaciones1a4, donde las partículas de magnesio tienen un tamaño inferior a 50 μm.

7. Material según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6, donde el porcentaje en volumen de las partículas de magnesio al respecto del material total es menor o igual al 70%.

8. Procedimiento de obtención del material según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, que comprende las etapas:

a. mezclado del polímero formador de la matriz y de las partículas de magnesio con un disolvente orgánico.

b. evaporación del disolvente orgánico del producto obtenido en la etapa (a) , y

c. procesado del producto obtenido en la etapa (b) .

9. Procedimiento según la reivindicación 8, donde el mezclado de la etapa (a) se realiza por una técnica que se selecciona de entre: gel casting, disolución y colada con liberación de partículas, laminación de membranas, separación de fases, liofilización o unión de fibras.

10. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 8 ó 9, donde el disolvente empleado en la etapa (a) es cloroformo.

11. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 8 a 10, donde la evaporación del disolvente en la etapa (b) se realiza por agitación orbital.

12. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 8 a 11, el procesado de la etapa (c) es un procesado termomecánico de compactación y moldeado.

13. Procedimiento según la reivindicación 12, donde el procesado termomecánico de la etapa (c) se realiza a un intervalo de temperaturas de entre 100ºC y 200ºC.

14. Procedimiento según la reivindicación 13, donde el procesado termomecánico de la etapa (c) se realiza a un intervalo de temperaturas de entre 130ºC y 170ºC.

15. Uso del material según cualquiera de las reivindicaciones1a7, para la fabricación de un implante o dispositivo biomédico.

16. Uso del material según la reivindicación 15, donde el implante es para la reparación del tejido óseo como material de osteosíntesis.

17. Uso del material según la reivindicación 16, donde las partículas de magnesio tienen un tamaño inferior a 50 μm.

18. Uso del material según la reivindicación 15, donde el implante es para la regeneración de tejido óseo en ingeniería tisular ósea.

19. Uso del material según la reivindicación 18, donde las partículas de magnesio tienen un tamaño de entre 50 y 250 μm.