WO1998021380A1

WO1998021380A1 - Metodo de mejora de la osteointegracion de implantes de fijacion osea

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Publication number: WO1998021380A1
Application number: PCT/ES1997/000269
Authority: WO
Inventors: Betty Mireya Leon Fong; Juan María POU SARACHO; Jorge Luis Arias Otero; Francisco Jose Garcia Sanz; Mercedes Belén MAYOR LEIROS; Pío Manuel Gonzalez Fernandez; Mariano Jesús PEREZ-MARTINEZ Y PEREZ-AMOR
Original assignee: Erothitan Titanimplantate AG Ig; EURO TRS; IMPLANTES AB; KLOCKNER; Universidade de Vigo; BONE SYSTEM
Current assignee: Erothitan Titanimplantate AG Ig; EURO TRS; IMPLANTES AB; KLOCKNER; Universidade de Vigo; BONE SYSTEM
Priority date: 1996-11-12
Filing date: 1997-11-10
Publication date: 1998-05-22
Anticipated expiration: 1999-05-12
Also published as: US6339913B1; JP2000514343A; EP0875594A1; ES2113834A1; ES2113834B1

Abstract

La osteointegración de implantes de fijación ósea puede ser mejorada mediante una serie de tratamientos de su superficie. Estos tratamientos comprenden un proceso de limpieza y pasivado, la aplicación de un recubrimiento en el sistema Ca-P-H-O-C mediante la técnica de la ablación láser y un proceso de esterilización por irradiación. La flexibilidad de este método permite controlar las propiedades físico-químicas de la superficie resultante pudiendo ser adaptadas a las del hueso en el que va a ser implantado.

Description

MÉTODO DE MEJORA DE LA OSTEOINTEGRACIÓN DE IMPLANTES DE FIJACIÓN ÓSEA.

La presente invención se refiere a un método de mejora de la osteointegración de implantes para aplicaciones en ortopedia y odontología.

Esta invención proporciona una serie de tratamientos a la superficie de un implante de fijación ósea, de tal forma que el implante así tratado mejora significativamente sus propiedades de integración en el hueso con el que va a estar en contacto durante su vida útil. Estos tratamientos comprenden un proceso de limpieza y pasivado, la aplicación de un recubrimiento en el sistema Ca-P-H-O-C (es decir: un recubrimiento de Ca_y P_vH_xO_γC_z, donde los subíndices u, v, x, y, z indican números naturales incluido el cero) mediante la técnica de la ablación láser y un proceso de esterilización por irradiación.

Cuando se plantea la necesidad de reemplazar una parte defectuosa del cuerpo humano, la mejor solución es la utilización de un tejido u órgano compatible proveniente de un donante humano, ya que los tejidos y órganos naturales contienen la proporción justa de materiales necesaria para satisfacer las funciones del organismo. Sin embargo, dada la creciente demanda de trasplantes, los donantes humanos no son suficientes para satisfacer las necesidades de injertos vivos. Por otro lado, en implantes naturales aparecen a menudo problemas de rechazo por parte del organismo receptor.

Una solución para intentar paliar esta necesidad es la utilización de tejidos y órganos artificiales. Desde la década de 1950 se viene investigando sobre biomateriales, sustancias no farmacológicas apropiadas para su inclusión en sistemas que potencian o sustituyen las funciones de los órganos y tejidos corporales.

Los biomateriales actuales se prestan a múltiples aplicaciones, desde la sustitución de lentes intraoculares hasta la fabricación de corazones artificiales. De forma general, podemos afirmar que para que un material sea considerado como un biomaterial debe ser mecánica y biológicamente compatible, es decir: deber satisfacer las solicitaciones mecánicas propias de la función a desempeñar, así como interaccionar con el cuerpo humano de forma no tóxica, controlable y predecible.

De una forma más concreta podemos establecer una serie de especificaciones que deben satisfacer los biomateriales (véase por ejemplo: S.F. Hulbert, en "Use of Ceramics in Surgical Implants", ed. por S.F. Hulbert y F.A.Young. Gordon and Breach Science Publishers, New York, (1969) 1 ):

a) ser resistente al ataque de los fluidos fisiológicos; b) soportar las solicitaciones mecánicas a que se verá sometido durante su vida útil; c) ser susceptible de adquirir la forma deseada; d) no provocar reacciones alérgicas o tóxicas; e) no interferir con los mecanismos naturales de defensa del organismo; f) no promover la formación de trombos sanguíneos, ni la coagulación o desnaturalización de las proteínas del plasma.

En resumen, el material debe ser biocompatible desde ambas perspectivas: la de los efectos del cuerpo humano sobre el dispositivo a implantar y la de los efectos del propio dispositivo (así como los productos derivados de la posible corrosión o desgaste) sobre el organismo.

Los implantes dentales y ortopédicos más utilizados son los implantes metálicos de titanio puro o aleaciones de titanio (TΪ-6AI-4V) (D.F. Williams, J. Med. Eng. Technol. I (1977) 266-270) debido a que combinan una gran resistencia a las solicitaciones mecánicas con una buena resistencia a la corrosión; ésta se debe a su acusada afinidad por el oxígeno, ya que se cubre de una fina capa de óxido protector a temperatura ambiente. Pero esta afinidad por el oxígeno hace particularmente difícil su limpieza.

Dado que los implantes basados en el titanio y sus aleaciones son implantes bioinertes, si durante el proceso de recuperación se produce algún movimiento interfacial, la cápsula de tejido fibroso puede ser demasiado gruesa provocando que el implante se afloje rápidamente y, finalmente, una ruptura del implante o del hueso adyacente (L.L. Hench y J.Wilson, en "An Introduction to Bioceramics", ed. por L.L. Hench y J.Wilson, Advance Series in Ceramics-Vol.1. World Scientific Publishing, Singapore, (1993) 1-24). Además, tanto desde el punto de vista mecánico como en su composición los implantes metálicos difieren mucho de los tejidos de los huesos donde deben alojarse.

Con el objeto de resolver los inconvenientes que presentan los implantes metálicos, se han venido ensayando materiales no metálicos, como cerámicas, polímeros o materiales híbridos.

Como la fase mineral del hueso está constituida por un fosfato calcico, dentro de las cerámicas biocompatibles se han estudiado preferentemente diferentes tipos de fosfatos calcicos (CaP): hidroxiapatita, fosfato tricálcico, hidroxiapatita carbonatada, apatita, pirofosfato, fosfato tetracálcico, etc. La ventaja de esta clase de materiales es que se unen directamente al hueso sin ningún tejido fibroso en la interfase , es decir, presentan una alta bioactividad (S. Best en "Seminar in Bio-Active Materials in Orthopaedics", 27 Sep. 1994, Cambridge , UK).

Entre estos fosfatos calcicos, la hidroxiapatita (HA), cuya fórmula química es Ca₁₀ (P0₄)₆ (OH)₂, ha suscitado un gran interés ya que se ha pensado durante largo tiempo que ésta tenía la misma composición que el fosfato calcico del hueso. Actualmente está bastante bien documentado el hecho de que el hueso desarrolle una unión fuerte con implantes hechos de hidroxiapatita (HA) sinterizada (K. DeGroot, R. Geesink, C.P.A.T. Klein y P.Serekian, Journal of Biomedical Materials Research, Vol. 21 , (1987) 1375- 1381), es decir, presenta una bioactividad muy elevada.

El gran inconveniente del uso de implantes fabricados de estos fosfatos calcicos es que poseen muy poca resistencia a los fallos por fatiga, debido a sus pobres propiedades mecánicas. Por esta razón, el uso de recubrimientos a base de fosfatos calcicos sobre substratos metálicos u otros materiales que deban soportar cargas en tensión se hace cada vez más popular en implantes dentales y ortopédicos.

Los recubrimientos de CaP más empleados en implantes dentales y ortopédicos son los de HA. Si el recubrimiento de HA es puro y denso, es decir de baja porosidad, no se resorberá y la unión entre la HA y el hueso se formará en unas 3-6 semanas. La densidad de la HA dependerá de la morfología y de las propiedades físicas y químicas del polvo de HA de partida utilizado. La fijación entre el hueso y la hidroxiapatita ha sido demostrada por medio de ensayos realizados tanto en animales como en humanos (R.G.T Geesink, Ph. D Thesis, Marquette University, 1974). Por otra parte, la hidroxiapatita es considerada como un material osteoconductivo , es decir, guiaría el crecimiento del hueso según la propia estructura cristalina de la HA.

Pero recientemente se ha descubierto que la composición del CaP que forma la fase mineral del hueso no es exactamente la de la HA, sino que tiene incorporado carbono en forma de grupos carbonatos formando una hidroxiapatita carbonatada (HAC). También se ha observado que la interfase entre los implantes de distintos CaP y el hueso está compuesta de dicha hidroxiapatita (HAC). La estructura cristalina de esta HAC coincide prácticamente con la de HA. Por esta razón, se puede pensar que esta HAC puede ser una cerámica mucho más bioactiva que la HA y, posiblemente, más osteoconductora. De hecho, ya se ha empezado a producir polvos de HAC y a sintetizarlos para emplearlos en implantes.

Los métodos de procesamiento más utilizados últimamente para producir tales recubrimientos son la deposición electroforética (P. Ducheyne, W.V. Raemdonck, J.C. Heughebaert y M. Heughebaert, Biomaterials 7 (1986) 97), la pulverización por plasma (S.D. Cook, J.F. Kay, K.A. Thomas, R.C. Anderson, M.C. Reynolds y J.Jarcho, J. Dental Res. 65 (1986) 222) y la pulverización catódica por radio frecuencia (E. Ruckenstein, S. Gourisanker and R.E. Baier, J. Colloid and Interface Sci. 63 (1983) 245). El método más utilizado comercialmente para producir tales recubrimientos de HA es el método de pulverización por plasma (plasma spraying), que produce capas de 50-200 μm de espersor y con una pureza de 90% de HA, si el material de partida es 100% HA. El espesor mínimo alcanzable industrial mente es de 50-60 μm y resulta de un compromiso entre espesor mínimo y homogeneidad, ya que esta técnica produce capas muy porosas y, por lo tanto, resulta necesario depositar sucesivas capas de alrededor de 10μm para poder obtener un recubrimiento granular uniforme. Sin embargo, tales recubrimientos presentan las siguientes deficiencias: a) hasta ahora ha sido imposible depositar capas continuas con espesores inferiores a unos 20μm; b) los recubrimientos tienen morfología granular, es decir, son bastante porosos, c) debido al gran espesor del recubrimiento (50-200μm), la adhesión al sustrato es muy pobre, d) con frecuencia aparecen grietas como resultado de las tensiones producidas por la diferencia en los coeficientes de dilatación térmica entre substrato y recubrimiento, e) algunas partes del recubrimiento resultan ser amorfas o microcristalinas (microcristales de fosfato tricálcico) debido a las altas temperaturas que alcanza el plasma, provocando la descomposición y fusión excesiva de los polvos de HA. Por esta razón resultan ser bastante resorbables, sin ser posible controlar fácilmente el grado de resorbabilidad.

En la práctica y debido a los problemas de desconchamientos (baja adherencia substrato-recubrimiento), tanto en aplicaciones dentales como ortopédicas, muchos cirujanos prefieren utilizar implantes sin recubrimiento a correr el riesgo elevado de que el recubrimiento falle.

La técnica de la ablación láser utilizada en la presente invención fue utilizada por primera vez en 1965, tan sólo cinco años más tarde de la construcción del primer láser de rubí. Desde entonces esta técnica viene siendo utilizada para la producción de recubrimientos de todo tipo de materiales (véase por ejemplo: D.B. Chrisey y G.K. Hubler ed. "Pulsed láser deposition of thin films". John Wiley and Sons, Inc. Nueva York (1994)). En la invención que se presenta se hace una aplicación de dicha técnica en el campo de los recubrimientos osteointegrables.

Una de las ventajas que presenta esta patente es la posibilidad de aplicar un recubrimiento de composición gradual dentro del sistema Ca-P-H-O- C, con la posibilidad de adaptarlo tanto a las características del tipo de implante sobre el que se aplique como a las del hueso con el que va a estar en contacto. El recubrimiento puede tener una composición tal que la velocidad a la que es reabsorbido por el hueso sea la misma a la que el hueso se va formando con lo que se logra una fijación óptima en todo momento dando como resultado final un implante perfectamente osteointegrado.

Otra de las ventajas del método objeto de la presente patente consiste en una sensible mejora de la adhesión entre el recubrimiento y el implante, con lo que se logra superar uno de los mayores inconvenientes de los recubrimientos aplicados por medio de la técnica comercial de la pulverización por plasma.

Por otra parte, por medio del método objeto de esta patente las propiedades del implante no resultan afectadas dado que la temperatura a la que se somete el mismo es moderada (450°C) y muy baja si la comparamos con las elevadísimas temperaturas que se alcanzan en el plasma utilizado en l a técnica de la pulverización por plasma.

También debemos destacar que los recubrimientos aplicados tienen un espesor en el rango de los micrómetros, por lo que es preciso realizar tratamiento alguno con posterioridad al de deposición (exceptuando la esterilización). Es decir, la pieza tratada no precisa de un mecanizado posterior, reduciéndose además las tensiones residuales que pueden dar lugar a la formación de grietas.

El método de mejora de la osteointegración de implantes de fijación ósea objeto de la presente invención, consiste en sucesivos tratamientos de la superficie del implante de manera que el resultado final es una mejora de su osteointegración al ser implantado en el hueso.

Para comprender mejor el objeto de la presente invención se describe a continuación una realización práctica preferencial del método de mejora de la osteointegración de implantes de fijación ósea en base a la figura adjunta en la que se muestra una cámara de vacío para tal fin.

El proceso se lleva a cabo fundamentalmente en una cámara de vacío de la cual se muestra un ejemplo en la figura. En primer lugar el implante una vez finalizadas las tareas propias de su fabricación debe ser sometido a un proceso de limpieza y pasivado. Este proceso puede ser realizado por medio de un ataque ácido en baño de ultrasonidos.

Una vez realizado el proceso de limpieza y pasivado de la superficie, el implante es situado en el interior de una cámara de vacío (1 ) especialmente diseñada para este proceso. En el interior de la cámara de vacío (1 ) se sitúa el material precursor del recubrimiento (4) que puede ser puesto en movimiento de rotación durante el proceso de deposición mediante un motor (5). Esta cámara de vacío (1) habrá sido conectada previamente a los sistemas de obtención y control de vacío, sistemas de alimentación de gases con regulación de flujo y sistemas de regulación de temperatura convenientes, los cuales, por ser de uso común en equipos industriales, no se muestran en la figura. Una vez convenientemente cerrada dicha cámara de reacción (1 ), se hace el vacío (típicamente 10^Torr (133.3 10^"6 Pa) y se calienta moderadamente el implante por medio de un calefactor (2) adecuado incorporado dentro de la cámara de vacío (1 ). Cuando se alcanzan la presión y la temperatura deseadas, se introducen en la cámara los gases que darán lugar a la atmósfera en la cual se producirá el proceso de deposición. Los gases utilizados dependen del tipo de material que se desee obtener; así se puede utilizar Ar, H₂ O, 0₂, C0₂, o mezclas de varios de estos gases. Los gases utilizados penetran a través del alimentador de gases (3). Una vez estabilizada la mezcla de gases y alcanzada la temperatura deseada se somete el material precursor del recubrimiento (4) a una radiación ultravioleta proveniente de un láser de excímeros (6). La radiación ultravioleta penetra en la cámara (1 ) a través de una ventana (8) transparente a dicha radiación (por ejemplo sílice fundida). Con objeto de alcanzar una elevada densidad de energía de la radiación ultravioleta en el interior de la cámara (1 ), el haz láser (6) puede ser focalizado por medio de una lente (7). Debido a la irradiación del haz láser (6), el material precursor del recubrimiento (4) es ablacionado y transportado hacia el implante (9) formándose una capa adherente que recubre perfectamente su superficie. Los gases no utilizados en el proceso y los productos residuales del mismo son evacuados por la salida de gases (10) hacia un sistema adecuado de tratamiento de gases (no mostrado en la figura).

Una vez obtenido el recubrimiento deseado el implante es transportado mediante unos manipuladores de vacío (11 , 14, y 16) al interior de una segunda cámara de vacío (12) en la que el implante ya recubierto es sometido a la radiación ultravioleta procedente de unas lámparas excímeras de descarga silenciosa (15) con objeto de proceder a la esterilización tanto del implante como del recipiente de transporte (13). Una vez finalizado el proceso de esterilización, el implante es introducido en su recipiente de transporte (13) que se cierra mediante el manipulador de vacío (14) quedando el implante perfectamente envasado al vacío y listo para su implantación.

A modo de ejemplo, mediante el método que acabamos de describir y utilizando un láser de excímero (λ = 193 nm) trabajando en modo pulsado a 20 Hz y con una densidad de energía de 2.5 J/cm², una atmósfera de vapor de agua, presión total = 0.45 mbar (45 Pa), temperatura = 485°C, distancia material precursor - implante = 0.045m, velocidad de rotación del material precursor del recubrimiento = 1 rpm se obtuvieron recubrimientos de fosfato calcico carbonatado sobre implantes de titanio puro, cuya velocidad de crecimiento fue de al menos 0.54 A/pulso y cuya adhesión al implante fue de al menos 58 Mpa.

Mediante el método que acabamos de describir es posible aplicar una película muy adherente de CayP_vH_xO_γC_z sobre implantes hechos de una gran variedad de materiales, por ejemplo: titanio y sus aleaciones, aceros, aleaciones a base de Cr y Co o materiales híbridos.

La gran flexibilidad de este método permite variar las propiedades fisicoquímicas y el espesor de las películas modificando tan solo los parámetros de procesamiento. De este modo es posible obtener recubrimientos de Cay P_VH_X O_γ C_z con diferentes propiedades ópticas, eléctricas y mecánicas, lo cual es muy útil para adaptar el recubrimiento a las características particulares del sustrato y al tipo de hueso con el que va a estar en contacto cuando sea implantado.

Mediante este método es posible mejorar la osteointegración de implantes ya terminados, sin alteración de sus dimensiones, de manera tal que las piezas tratadas por el método descrito en la presente invención, seguirán cumpliendo con las tolerancias que dichas piezas cumpliesen con anterioridad a la aplicación del mismo.

Una vez descrita suficientemente la naturaleza de la presente invención, así como una forma de llevarla a la práctica, sólo nos queda por añadir que en su conjunto y partes que lo componen es posible introducir cambios de forma, materiales y de disposición, siempre y cuando dichas alteraciones no varíen sustancialmente las características de la invención que se reivindican a continuación.

Claims

REIVINDICACIONES

1 - Un método para la mejora de la osteointegración de implantes de fijación ósea caracterizado porque consiste en:

a) Limpieza y pasivado del implante a tratar por medio de un ataque ácido en baño de ultrasonidos;

b) Introducción de dicho implante en una cámara de vacío, provista de un sistema de obtención y control de alto vacío, un sistema calefactor con regulación de temperatura, un sistema de alimentación y regulación de flujo de gases, un sistema de regulación de la presión en el interior de dicha cámara de reacción y un sistema de fijación y rotación del material precursor del recubrimiento;

c) Introducción de la atmósfera en la cual se va a realizar el proceso de deposición pudiendo ser dicha atmósfera de argón, vapor de agua, oxígeno o mezcla de los mismos;

d) Irradiación del material precursor del recubrimiento con fotones ultravioletas (λ = 193nm) proveniente de un láser de excímero ArF, introduciendo para ello el haz láser en la mencionada cámara de vacío a través de una ventana transparente a dicha radiación;

e) Formación de un recubrimiento en el sistema Ca-P-H-O-C, es decir: un recubrimiento de Cay P_v H_x O_γ C_z, donde los subíndices u,v,x,y,z indican números naturales incluido el cero con estequiometría variable en la superficie del implante;

f) Exposición del recipiente conteniendo el implante a una radiación ultravioleta en alto vacío con objeto de esterilizar tanto el recipiente como el implante;

g) Introducción del implante recubierto en un recipiente estéril; h) Cierre del recipiente conteniendo el implante con lo que obtendremos un envase al vacío y estéril;

i) Extracción del recipiente conteniendo el implante de la cámara de vacío.

2.- Un método según la reivindicaión 1 , en el cual todos o algunos de los procedimientos descritos en los apartados f), g), h) e i) pueden ser substituidos por procedimientos similares cuyo objeto sea la esterilización y envasado en atmósfera inerte del implante.

3 - Un método según la reivindicación 1 , en el cual la cámara de vacío está provista de un sistema giratorio de sujeción de los implantes que permite la producción de recubrimientos de espesor uniforme en varios implantes al mismo tiempo.

4.- Un método de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 3, en el cual se establece un campo eléctrico entre el material precursor del recubrimiento y el implante.

5.- Un método de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 4, en el cual el método de limpieza consiste en:

a) limpieza con acetona en baño de ultrasonidos durante 8 minutos, b) limpieza en agua desionizada, c) limpieza con HN0₃al 5% en baño de ultrasonidos durante 8 minutos, d) limpieza en agua desionizada, e) limpieza en metanol, realizándose todos los procesos anteriores en condiciones normales de presión y temperatura.

6.- Un método de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 5, en el cual el implante a recubrir es sometido a una radiación ultravioleta previa y/o posteriormente al paso de la introducción de la atmósfera pudiendo provenir dicha radiación de un láser, una lámpara de mercurio, una lámpara excímera de descarga silenciosa u otra fuente cualquiera de radiación ultravioleta de suerte que la superficie resulte, tanto esterilizada como activada químicamente.

7 - Un método de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 6, en el cual el material depositado es un material en el sistema Ca-P-H-O-C de estequiometría variable.

8.- Un método de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 6, en el cual el material depositado consiste en una capa doble de material en el sistema Ca- P-H-O-C, donde ambas capas presentan grados de cristalinidad diferentes.

9.- Un método de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 6, en el cual el material es depositado con orientaciones cristalográficas preferenciales de forma controlada, provocando, una vez implantado, un crecimiento epitaxial del hueso neoformado.

10.- Un método de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 6, donde el material presente un gradiente de cristalinidad o de composición que estimule el crecimiento del hueso a la misma velocidad que la de reabsorción del recubrimiento.

11 - Un método de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 10, donde el implante a tratar esté fabricado a base de Ti, cualquier aleación de Ti, MgO, Si, GaAs, InP, GeSi, SiC, C, cualquier tipo de polímero, cualquier tipo de acero, cualquier aleación de Co-Cr, Al₂ O₃.

12.- Un material, elemento, pieza o implante tratado según un método de acuerdo con las reivindicaciones 1 a 10.