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WO2010094813A1 - Material de regeneración ósea a partir de combinaciones de monetita con otros compuestos de calcio bioactivos - Google Patents

Material de regeneración ósea a partir de combinaciones de monetita con otros compuestos de calcio bioactivos Download PDF

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WO2010094813A1
WO2010094813A1 PCT/ES2009/070019 ES2009070019W WO2010094813A1 WO 2010094813 A1 WO2010094813 A1 WO 2010094813A1 ES 2009070019 W ES2009070019 W ES 2009070019W WO 2010094813 A1 WO2010094813 A1 WO 2010094813A1
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WO
WIPO (PCT)
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acid
material according
bioactive
calcium
monetite
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/ES2009/070019
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Arcadio GARCÍA DE CASTRO ANDREWS
Raul GARCÍA CARRODEGUAS
Sussette PADILLA MONDÉJAR
Florentina Niuris Acosta Contreras
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Azurebio SL
Original Assignee
Azurebio SL
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Azurebio SL filed Critical Azurebio SL
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Priority to AU2010213019A priority patent/AU2010213019B2/en
Priority to PCT/EP2010/051386 priority patent/WO2010092001A1/en
Priority to BRPI1005792-7A priority patent/BRPI1005792B1/pt
Priority to US13/148,147 priority patent/US8506985B2/en
Priority to JP2011548688A priority patent/JP5792633B2/ja
Priority to EP10704788A priority patent/EP2396046B1/en
Priority to CA2751950A priority patent/CA2751950A1/en
Priority to CN201080007314.4A priority patent/CN102316911B/zh
Priority to ES10704788T priority patent/ES2389294T3/es
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Ceased legal-status Critical Current

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    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/36—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix
    • A61L27/38—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses containing ingredients of undetermined constitution or reaction products thereof, e.g. transplant tissue, natural bone, extracellular matrix containing added animal cells
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61L27/40—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
    • A61L27/42—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having an inorganic matrix
    • A61L27/425—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having an inorganic matrix of phosphorus containing material, e.g. apatite
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants

Definitions

  • the invention falls within the technical sector of biomaterials, more specifically in that related to calcium phosphates that contribute positively to bone regeneration.
  • the synthetic materials from monetite of the present invention are applicable in multiple bone regeneration treatments with medical and veterinary application in trauma surgery, maxillofacial surgery, dental surgery, orthognathic surgery, endodontics, ophthalmology, neurosurgery and / or osteoporotic processes, and other indications in which bone regeneration is necessary.
  • Loss of bone mass and quality is a serious health problem that is even more pressing in elderly patients.
  • dental treatments it is common that, after an intervention, there is a loss of bone mass that results in complications and pathologies. This occurs, for example, in alveolar resorption after dental extraction and in periodontal disease.
  • bone loss is a serious health problem that can even cause the death of the patient.
  • Biomaterials have been used for almost a century to repair or replace bone segments of the musculoskeletal system.
  • the use of autologous bone grafts that is, of the individual himself, is a widely used method for filling bone cavities and for surgical reconstructions.
  • Another option Ia is donor allografts.
  • these have a slower rate of bone resorption and neoformation, lower revascularization and osteogenic capacity, and greater immunogenic response and risk of transmission of pathogens.
  • An alternative usually used are materials from bovine bone such as BioOss ® , GenOx Inorg ® and Orthoss ® for use in dentistry.
  • bovine bone such as BioOss ® , GenOx Inorg ® and Orthoss ® for use in dentistry.
  • synthetic matrices have been developed.
  • the mechanical properties of the bone mineral substitute should be as close to those of the spongy bone as possible.
  • the material must also contribute to the stability of the fracture and be sufficiently resistant to reduce the necessary time of immobilization or external support.
  • the substitute material must be biodegradable, biocompatible and osteoinductive, that is, it must attract mesenchymal cells located near the implant and favor its differentiation into osteoblasts, and it must also be osteoconductive, that is, act as a guide or pattern for the formation of new bone.
  • Calcium phosphates have a special interest in regeneration since they resemble the mineral phase of natural bone and are susceptible to bone remodeling and reabsorption.
  • the most commonly used calcium phosphates include the hydroxyapatite, tricalcium phosphate, and brushite matrices. These materials can be administered in the form of cement pastes, implantable solids or granular or powder formulations.
  • porous hydroxyapatite granules of coral origin include Interpore ® and ProOsteon ® .
  • synthetic hydroxyapatite granules include Apafill-G ® or ENGIpore ® .
  • Others Commercial examples of synthetic granular matrices are chronOs or Cerasorb ® of tricalcium beta-phosphate.
  • Bi-Ostetic TM is formed by particles of 1000 ⁇ m to 2000 ⁇ m of a mixture of hydroxyapatite and tricalcium phosphate.
  • Collagraft ® is another granule of hydroxyapatite and tricalcium phosphate that also incorporates collagen.
  • Other synthetic osteoinductive materials incorporated into commercial products such as CalMatrix TM include calcium sulfate.
  • Anhydrous calcium hydrogen phosphate [CaHPO 4 ], of mineralogical name "monetite”, is a material significantly different from brushite, which can be found as mineral in nature, or synthesized directly or by means of decomposition reaction of brushite.
  • monetite is a material significantly different from brushite, which can be found as mineral in nature, or synthesized directly or by means of decomposition reaction of brushite.
  • monetite in bone regeneration, such as descriptions of the use of natural monetite mineral mixed with the patient's blood (Getter L, et al. 1972 J. Oral Surg. 30: 263-268) or its incorporation into solutions of protein (WO98 / 58602) or biodegradable polymers (US2005209704). More recently, the monetite has been evaluated in models bone regeneration animals (Tamimi F. et al. 2008 J.
  • improved synthetic monetite matrices are described from the introduction of other bioactive calcium compounds that modulate the rate of degradation of the resulting material, promote bone regeneration, improve their osteinductor, osteoconductive and biomechanical properties.
  • the present invention incorporates new materials for bone regeneration, its method of obtaining, and application in trauma surgery, maxillofacial surgery, dental surgery, orthognathic surgery, endodontics, ophthalmology, neurosurgery and / or osteoporotic processes, and other indications in which Ia bone regeneration
  • the materials are based on biocompatible, biodegradable, osteoconductive and osteoinductive elements.
  • the present invention incorporates synthetic materials with 20% to 95%, preferably between 40% and 90%, in monetite mass [Cai -x M x HP ⁇ 4, where 0 ⁇ x ⁇ 0.05, and where M can be a divalent metal ion], which in its final composition incorporate between 5% and 80%, preferably between 10% and 60%, by mass of bioactive calcium compounds.
  • Bioactive calcium compounds include phosphates and / or calcium silicates, and / or bioactive silica glasses.
  • the materials of the present invention can incorporate bioactive agents and / or biocompatible agents in solution, or as particles or granules, or in the form of fibers, that favor bone regeneration, manifest certain therapeutic action, modulate the speed of degradation or confer an improvement in mechanical properties.
  • bioactive agents and / or biocompatible agents in solution, or as particles or granules, or in the form of fibers, that favor bone regeneration, manifest certain therapeutic action, modulate the speed of degradation or confer an improvement in mechanical properties.
  • These materials can be manufactured from acid-base reactions that give rise to materials containing brushite, other reaction products and remaining reactants. The conversion of the brushite fraction into monetite by heat treatment causes the desired materials.
  • These materials can be manufactured in the form of powders, granules or as parts with a predetermined shape by means of a mold or three-dimensional forming methods, and their final shape can be modified by carving, sculpted or pulverized to give rise to the desired final shape.
  • the materials can be manufactured to contain biocompatible agents and / or bioactive agents that favor bone regeneration, and can be obtained with different mechanical strength and degrees of porosity, interconnected or not, and different pore size.
  • the present invention incorporates new materials for bone regeneration, its method of obtaining, and application in trauma surgery, maxillofacial surgery, dental surgery, orthognathic surgery, endodontics, ophthalmology, neurosurgery and / or osteoporotic processes, and other indications in which Ia bone regeneration
  • the materials are based on biocompatible, bioactive, biodegradable, osteoconductive and osteoinductive elements.
  • the materials described refer to the following chemical formulas and definitions:
  • Monetite anhydrous calcium phosphate mineralogical name [CaHPO 4 ], also incorporates partially substituted monetite [Ca-xM ⁇ HPO 4 , where 0 ⁇ x ⁇ 0.05, and where M is a divalent metal ion such as Mg, Sr, Ba, Faith, Zn, among others].
  • Brushite mineralogical name of calcium hydrogen phosphate dihydrate [CaHPO 4 -2H 2 O], also incorporates partially substituted brushite [Ca-xM ⁇ HPO 4 -2H 2 O, where O ⁇ x ⁇ 0.05, and where M is a metal ion divalent as Mg, Sr, Ba, Fe, Zn, among others].
  • Anhydrous calcium dihydrogen phosphate [Ca (H 2 PO 4 ) 2 ].
  • Calcium dihydrogen phosphate monohydrate [Ca (H 2 PO 4 ) 2 .H 2 O].
  • Tricalcium phosphate [Ca3 (PO 4 ) 2] regardless of any of the stable crystalline polymorphs, tricalcium beta-phosphate [ ⁇ -Ca3 (PO 4 ) 2] or tricalcium alpha-phosphate [ ⁇ -Ca3 (PO 4 ) 2], and amorphous tricalcium phosphate.
  • Octacalcium phosphate [Ca8H 2 (PO 4 ) 6.5H 2 O].
  • Hydroxyapatites Mineralogical family name of compounds with chemical formula [Caio (PO 4 ) 6 (OH) 2 ] where Ca can be partially replaced by Na, K, Sr, Mg, Zn, PO 4 can be partially replaced by HPO 4 , CO3, SiO 4 , and the OH can be partially substituted by F, Cl, CO3. These can be either well crystallized or poorly crystallized.
  • Wollastonite calcium silicate [CaSiOs], interchangeably alpha-wollastonite [ ⁇ -
  • CaSiOs or beta-wollastonite [ ⁇ -CaSi ⁇ 3].
  • M can be a divalent metal ion such as Mg, Sr, Ba, Fe, Zn.
  • Dicalcium silicate [Ca 2 SiO 4 ], indistinctly dicalcium alpha-silicate [ ⁇ -
  • Tricalcium silicate [Ca 3 SiO 5 ].
  • Bioactive glasses Vitreous materials, obtained both by fusion methods and by sol-gel, which include in their composition Si and Ca, which can also contain P, Na, Mg, Sr, among others, in concentrations that allow obtaining a bioactive material
  • Hydrated silica geI [-Yes (OH) 2 -O-] n .
  • the present invention incorporates synthetic materials containing between 20% and 95%, preferably between 40% and 90%, in monetite mass [Cai- X M X HPO 4 , where O ⁇ x ⁇ 0.05, and where M is a divalent metal ion such as Mg, Sr, Ba, Fe, Zn, among others], which in its final composition incorporate between 5% and 80%, preferably between 10% and 60% by mass, of other bioactive calcium compounds .
  • Monetite is a material Osteoconductor that due to its low mechanical resistance and rapid dissolution in the organism or biological media, is not favorable for bone regeneration applications.
  • the incorporation of bioactive calcium compounds of the present invention allows modulating the degradation rate of the resulting materials and improves their osteoconductive, osteoinductive and biomechanical properties.
  • the "bioactive calcium compounds" incorporated in the monetite matrices include phosphates and / or calcium silicates, and / or bioactive silica glasses.
  • the added calcium phosphates include, among others, tricalcium phosphate, hydroxyapatites, and octacalcium phosphate, among others.
  • calcium silicates include wollastonite, mixed calcium silicates, dicalcium silicate, tricalcium silicate, among others.
  • Bioactive silica glasses include glasses, obtained both by melting methods and sol-gel methods, which have in their composition Si and Ca, which can also contain P, Na, Mg, Sr, among others, in concentrations such that a bioactive material is obtained.
  • these bioactive calcium compounds can be incorporated into monetite matrices generated from heterogeneous acid-base reactions that give rise to brushite which is subsequently decomposed into monetite.
  • an acid-base reaction is carried out in which the acid component is a solution of orthophosphoric acid [H 3 PO 4 ] or its diacid salts of alkali metals or alkaline earths, preferably Ca or Mg, such as anhydrous calcium dihydrogen phosphate or calcium monohydrate dihydrogen phosphate, and the basic component is a bioactive calcium compound.
  • the acid component is a solution of orthophosphoric acid [H 3 PO 4 ] or its diacid salts of alkali metals or alkaline earths, preferably Ca or Mg, such as anhydrous calcium dihydrogen phosphate or calcium monohydrate dihydrogen phosphate
  • the basic component is a bioactive calcium compound.
  • the solid components generally have a particle size between 0.01 ⁇ m and 300 ⁇ m, preferably between 0.05 ⁇ m and 100 ⁇ m, and are in a liquid / solid proportion, between 0.4 ml / g and 3 ml / g, preferably between 0.8 ml / g and 2 ml / g.
  • the aqueous solution preferably incorporates a retarding agent that includes, among others, without limitation, citric acid [CeHsOz] or its alkaline or ammoniacal salts, sulfuric acid [H 2 SO 4 ] or its alkali metal, ammoniacal or alkaline earth metal salts, glycolic acid [C 2 H 4 Os] or its alkaline or ammoniacal salts, acetic acid [C 2 H 4 O 2 ] or its alkaline or ammoniacal salts, and acid pyrophosphoric [H 4 P 2 Oz], or its alkaline or ammoniacal salts, among others.
  • citric acid [CeHsOz] or its alkaline or ammoniacal salts sulfuric acid [H 2 SO 4 ] or its alkali metal, ammoniacal or alkaline earth metal salts, glycolic acid [C 2 H 4 Os] or its alkaline or ammoniacal salts, acetic acid [C 2 H 4 O 2 ] or its alka
  • a second step in the synthesis of the materials of the present invention performs a decomposition of the fraction of brushite into monetite by heat treatment at temperatures between 40 0 C and 400 0 C, preferably between 40 0 C and 200 0 C.
  • This heat treatment can be carried out in a second step or carried out simultaneously to the formation of brushite from the acid-base reaction.
  • the decomposition of the brushite fraction gives rise to the materials of the present invention containing between 20% and 95%, preferably between 40% and 90%, by mass of monetite, and between 5% and 80% , preferably between 10% and 60%, by mass of bioactive calcium compounds.
  • this method of synthesis also allows the manufacture of monetite matrices containing more than one bioactive calcium compound, such as, for example, tricalcium phosphate; octacalcium phosphate; hydroxyapatites; Ia wollastonite and / or bioactive glasses.
  • bioactive calcium compound such as, for example, tricalcium phosphate; octacalcium phosphate; hydroxyapatites; Ia wollastonite and / or bioactive glasses.
  • an embodiment of the present invention incorporates materials containing between 20% and 95%, preferably between 40% and 90% by weight of monetite and between 5% and 80%, preferably between 10% and 60% by mass of one or more bioactive calcium compounds, and their method of production from acid-base reactions in excess of one or more basic components, and the transformation of the brushite fraction obtained in monetite.
  • the monetite matrices of the present invention can incorporate substitutions with divalent metal ions (M) such as magnesium, strontium, iron or zinc, which stimulate bone regeneration or colonization and differentiation mobile.
  • M divalent metal ions
  • the incorporation of these substitutions in the monetite fraction can be carried out by incorporating the metal ions to the reaction by adding the corresponding dihydrogen phosphate salts such as Mg (H 2 PO 4 ) 2 , Zn (H 2 PO 4 ) 2 , Sr (H 2 PO 4 ) 2 , or of precursors of these salts, such as the corresponding oxides, hydroxides, or carbonates and the equivalent amounts of ortho-phosphoric acid.
  • Mg (H 2 PO 4 ) 2 , Zn (H 2 PO 4 ) 2 , Sr (H 2 PO 4 ) 2 or of precursors of these salts, such as the corresponding oxides, hydroxides, or carbonates and the equivalent amounts of ortho-phosphoric acid.
  • the materials can be manufactured with different proportions of monetite, partially substituted monetite, and other bioactive calcium compounds.
  • the partially substituted monetite may involve almost all of the final material.
  • the amount of the divalent ion that replaces calcium ions is less than 5%, preferably between 2% and 4%, atomic in the fraction of monetite.
  • the materials of the present invention may incorporate "biocompatible agents" that modulate biodegradability, favor bone formation and / or increase the strength of the material, as for example , albumin, hyaluronic acid, agarose, alginate, casein, collagen, celluloses, elastin, fibrin, gelatin, chitosan, silk, or synthetic origin such as polylactic acid, polyglycolic acid, polyurethane, polypropylene, polycaprolactone, polyvinylpyrrolidone, polyvinyl alcohol, polycarbonate, polytetrafluoroethylene, and derivatives thereof, among others.
  • biocompatible agents that modulate biodegradability, favor bone formation and / or increase the strength of the material, as for example , albumin, hyaluronic acid, agarose, alginate, casein, collagen, celluloses, elastin, fibrin, gelatin, chitosan, silk, or synthetic origin such as polylactic acid, polyglycolic acid, polyurethan
  • biocompatible agents can be incorporated into the monetite matrices during the manufacturing process from their dissolution in the aqueous phase of the acid-base reaction, as illustrated, without limitation, by Example 9.
  • the materials in solution are distributed homogeneously in the monetite matrices, conferring greater resistance and / or improvements in their ability to regenerate bone and / or its biodegradability.
  • the concentration of soluble materials is less than 15%, preferably less than 7% and even less than 5% by mass of the materials containing monetite.
  • the biocompatible agents are poorly soluble in an aqueous medium and are incorporated into the acid-base reaction in the form of suspensions, emulsions, precipitates, powders, granules or fibers, as illustrated, without limitation, by Example 10.
  • these can have diameters that can vary between 10 ⁇ m and 2000 ⁇ m, preferably between 50 ⁇ m and 1000 ⁇ m, and can constitute up to 70% by volume of the material containing Monetite Rapidly dissolving fibers in vivo favor the formation of interconnected pores and cell colonization by invasion of the material by osteoprogenitor cells.
  • biocompatible agents not only gives the monetite matrices greater resistance, but also improves the rheological properties of the paste and contributes to a greater capacity to regenerate bone. This is of special application in the manufacture of parts both by three-dimensional forming methods and from a mold with the shape and size according to the desired application and / or the needs of the patient.
  • the materials of the present invention can also be formulated to contain "bioactive agents" that favor bone regeneration processes, as illustrated, without limitation in Example 11.
  • bioactive agents include, without limitation, synthetic compounds or macromolecules or biological factors that favor bone regeneration processes and / or exert some therapeutic action.
  • bioactive agents include antibiotics, anti-inflammatory agents, antitumor agents, bisphosphonates, nucleic acids, and cell growth factors such as platelet derived growth factor (PDGF), vascular endothelial growth factor, VEGF), bone morphogenic protein (BMP), transforming growth factor- ⁇ (transforming growth factor- ⁇ , TGF- ⁇ ), growth hormone (growth hormone, GH), insulin-like growth factor-1 (insuline like growth factor ⁇ , IGF1); insulin growth factor-2 (insulin like growth factor-2; IGF2), fibroblast growth factor (FGF).
  • PDGF platelet derived growth factor
  • VEGF vascular endothelial growth factor
  • BMP bone morphogenic protein
  • transforming growth factor- ⁇ transforming growth factor- ⁇ , TGF- ⁇
  • growth hormone growth hormone
  • GH insulin-like growth factor-1
  • insulin growth factor-2 insulin growth factor-2
  • FGF fibroblast growth factor
  • bioactive agents can be incorporated in solution or in the form of powders or granules to the acid-base reaction.
  • stabilizing and / or protective agents can be added to the aqueous phase of the acid-base reaction, for example, and without limitation, trehalose, sucrose, raffinose, mannitol, polyvinyl alcohol, polyvinylpyrrolidone, albumin, collagen and / or gelatin.
  • the addition of these stabilizing and / or protective agents prevents the degradation of the bioactive agent during the heat treatment of converting the brushite fraction into monetite and confers long-term stability.
  • the bioactive agents can be incorporated into the materials of the present invention by impregnating the final product of the acid-base reaction, or by impregnating the final product after the heat treatment of conversion of brushite into monetite.
  • the incorporation of stabilizing agents and / or Protectors prevent the degradation of biological agents during the impregnation process, heat treatment, drying and / or storage.
  • materials containing monetite can be formulated with different degrees of porosity and with pores of different sizes, isolated or communicated with each other. This can be accomplished by incorporating agents that result in the release of gas during the acid-base reaction process and hardening of the paste.
  • these porogenic agents include, without restriction, calcium carbonate, calcium bicarbonate, sodium bicarbonate or hydrogen peroxide, among other compounds.
  • the release of gas causes the materials after hardening to have an induced porosity, that is, in addition to the intrinsic porosity of the material, up to 60% by volume, and pore diameters that can vary between 1 ⁇ m and 1000 ⁇ m.
  • the porosity of the materials of the present invention can be increased by incorporating into the acid-base reaction mixture of additives that after the hardening and subsequent dissolution originate the formation of pores.
  • additives include, without restriction, organic and inorganic salts, sugars, sugar alcohols, amino acids, proteins, polysaccharides, or soluble polymers.
  • the materials of the present invention can be manufactured with a porosity designed by carrying out the acid-base reaction and hardening of the paste in a mold that once removed causes a macroporosity defined as pores or channels typically with a diameter greater than 200 ⁇ m .
  • the materials of the present invention can be manufactured in the form of powders, granules, or in the form of pieces with shape, size and macroporosity predetermined by a mold.
  • the reactants can also be incorporated into forming systems, such as three-dimensional printing or extrusion, for the manufacture of three-dimensional pieces with the desired shape, size and pore structure.
  • the shape and size of the resulting solid can be modified by fragmentation, abrasion, scraping, crushing and / or spraying. This procedure can be carried out before or after the conversion of Ia Brushite fraction in monetite.
  • the pieces formed from the materials of the present invention are applicable in surgical interventions in which the reconstruction, or fusion, of bone mass with a certain shape and size is necessary.
  • the material is produced in the form of granules.
  • the granule size can be from 50 ⁇ m to 4000 ⁇ m.
  • Preferably the granule size is in a range between 200 ⁇ m and 2000 ⁇ m. This granular form is of special interest in the alveolar reconstruction and other indications where the neoformation of bone in a cavity is necessary.
  • the materials containing monetite and other bioactive calcium compounds described in the present invention are biocompatible, biodegradable, osteoinductive and osteoconductive, and have special interest and applicability in the preparation of materials with medical and veterinary application in trauma surgery, maxillofacial surgery, dental surgery, orthognathic surgery, endodontics, ophthalmology, neurosurgery and / or osteoporotic processes.
  • the materials of the present invention are useful in the in vitro culture of autologous cells that implanted together with the materials of the present invention accelerate the bone regeneration process.
  • the hardened pastes are dried in the oven at 100-110 0 C and crushed and sorted by sieves to collect the fractions with the desired particle size.
  • the final phase composition of the granules obtained is determined by X-ray diffraction (qualitative) and thermo-gravimetric analysis (quantitative) and is shown in Table 1.
  • the average of the concentration of dissolved Ca for each material after incubation in the buffered solution is shown in Table 2.
  • the amount of dissolved Ca, and therefore the solubility of the material depends directly on the monetite / calcium phosphate ratio existing in the granulate for the same type of calcium phosphate.
  • the solubility depends on the type of calcium phosphate in the order octacalcium phosphate> tricalcium ⁇ -phosphate> ⁇ -tricalcium phosphate> hydroxyapatite.
  • EXAMPLE 5 Cell colonization and bone regeneration of monetite materials with bioactive calcium compounds
  • rabbit bone marrow stem cells To determine the bone regeneration capacity of the different monetite matrices containing bioactive calcium compounds, these are incubated in the presence of rabbit bone marrow stem cells. Briefly, rabbit bone marrow cells are collected and suspended in 10 ml_ of Essential Minimum Medium with Earl salts, glutamine and non-essential amino acids (E-MEM) and supplemented with 1 mM sodium pyruvate, 1.5 g / L bicarbonate sodium, 60 mg / mL kanamycin sulfate and 15% fetal bovine serum. To wells containing 0.5 g of the material to be evaluated in the form of granules between 200 ⁇ m and 2000 ⁇ m in diameter, a cell suspension containing 10 5 cells is added.
  • E-MEM essential Minimum Medium with Earl salts, glutamine and non-essential amino acids
  • the cellular colonization of the materials is determined after 7 days of incubation by indirect staining method by MTT (according to Mosman T 1983 J. Immunol. Meth. 65: 55-63).
  • the different materials are implanted in a rabbit model to which a hole of 1 cm in diameter is made in the shell.
  • the evaluation of the material is carried out after six weeks after implantation by sacrificing the animal and corresponding autopsy.
  • one of the materials colonized by cells is used as an implant in the bone regeneration model.
  • Table 3 collects data from the cell growth model and in vivo evaluation of different monetite materials containing bioactive calcium compounds.
  • the pastes resulting from the different compositions are poured into silicone molds in the form of discs 20 mm in diameter and 5 mm high.
  • the disc - shaped parts obtained by curing of the paste is left for 24 h in a chamber at 100% relative humidity and temperature of 20-30 0 C to complete the reaction acid-base.
  • the discs are dried in an oven at 100-110 0 C to decompose the brushite to monetite and remove the water absorbed in the silica gel.
  • the solids obtained are characterized by X-ray diffraction, scanning electron microscopy and microanalysis by dispersed X-ray energy spectroscopy.
  • the in vitro bioactivity of the disc-shaped material composed of 38-43% by weight of monetite, tricalcium beta-phosphate and undetermined amounts of alpha- or beta-wollastonite and amorphous hydrated silica gel, is compared with that of a material with the same disk shape composed of 35-40% by mass of monetite and 60-65% by mass of tricalcium beta-phosphate.
  • the disks are incubated for different periods of time in simulated physiological fluid (pH 7.3 at 36.5 0 C) and the times at which the first signs appear and the total surface coating by apatite are determined.
  • globular accordinging to Kokubo and Takadama 2006 Biomaterials 27: 2907-29).
  • the incorporation of alpha- or beta-wollastonite into the materials results in an increase in the in vitro bioactivity of the resulting materials as shown in Table 4.
  • EXAMPLE 7 Tricalcium phosphate monetite material and bioactive glass
  • bioactive glass of composition 70Si ⁇ 2-30CaO and hydrated silica gel 2.22 g of bioactive glass with particle size less than 100 ⁇ m and 1,16 are mixed g of anhydrous calcium dihydrohene phosphate.
  • 2.71 ml_ of a 1.0 M aqueous glycolic acid solution is added and mixed rapidly for 1 min to obtain a paste.
  • a material composed of 40-45% by weight of monetite and undetermined amounts of tricalcium beta-phosphate and bioglass, and an amorphous hydrated silica gel 1.11 g of bioactive glass of composition 70Si ⁇ 2-30CaO are mixed with a particle size of less than 100 ⁇ m, 1.11 g of tricalcium beta-phosphate with a particle size of less than 100 ⁇ m, and 1.16 g of anhydrous calcium dihydrohene phosphate.
  • To the powder mixture is added 2.71 ml_ of a 0.8 M aqueous citric acid solution, and mixed rapidly for 1 min to obtain a paste.
  • the resulting pastes are introduced in silicone molds with cavities 20 mm in diameter and 5 mm high.
  • the discs in the molds are left for 24 h in a chamber at 100% relative humidity and temperature of 50-60 0 C to complete Ia acid-base reaction and decompose the brushite to monetite produced.
  • the discs are removed from the molds and allowed to air dry.
  • the resulting materials according to X-ray diffraction analysis, thermogravimetric analysis, scanning electron microscopy and microanalysis by dispersed X-ray energy spectroscopy, are composed of 80-85% by mass of monetite partially substituted by magnesium or zinc and 15 - 20% by mass of tricalcium ⁇ -phosphate.
  • the plates are incubated at 37 ⁇ 1 ° C for 1 day and the medium is extracted with the cells that remain in suspension.
  • 1 mL of a solution of Alamar Blue (1: 10 dilution of Alamar Blue, Serotec, BUFO12A, with MEM without phenol red) is added and the plates are incubated for 4 h at 37 ⁇ 1 0 C.
  • a blank without any material is included for each reading time replacing the cell suspension with 1 mL of the Alamar Blue reagent solution. From each well, 4 100 ⁇ L aliquots are extracted and transferred to wells of a 96-well plate for optical density reading at 570 nm and a reference of 630 nm.
  • the wells with the materials and Adhered cells are washed with a phosphate buffered saline solution and 1 ml_ of complete MEM is added to continue incubation at 37 ⁇ 1 0 C until the next reading time. Readings are made on days 1, 4, 7, 14, and 21.
  • the optical density read is directly proportional to the amount of viable cells adhered on the surface of the material tested. Table 6 shows the optical density readings for each sample and incubation period.
  • the three materials tested had an initial cell adhesion not less than 60% with respect to the control with Thermanox TM, and considerable proliferation during the incubation time. The largest cell populations were associated in all periods with the material with Mg substitution, followed by Zn substituted, finally the unsubstituted.
  • Type I collagen, sodium hyaluronate, or chitosan is dissolved in concentrations of 0.5% by mass at a 0.8 M solution of citric acid.
  • citric acid anhydrous calcium dihydrogen phosphate [Ca (H 2 PO 4 ⁇ ] with tricalcium beta-phosphate [ ⁇ -Ca3 (PO 4 ) 2 ], hydroxyapatite [Caio (PO 4 ) 6 (OH) 2 ], or octacalcium phosphate [Ca8H 2 (PO 4 ) 6.5H 2 O].
  • the resulting pastes are mixed rapidly for 1 min and placed in silicone molds 5 mm in diameter and 12 mm deep, or 15 mm in diameter.
  • the cylinders and discs in the molds are allowed to stand for 24 h in a chamber at 100% relative humidity and temperature of 20-30 0 C to complete the acid-base reaction. Dried in the air, they are removed from the molds and for the final products, the fraction of the material obtained brushite is transformed into monetite by dry heat treatment at 60 0 C for 2 hours.
  • the compressive strength is determined on the 5 mm diameter cylinders in an Instron TM 8511 biaxial machine. The tests are carried out at room temperature at a travel speed of 1 mm / min until the sample is broken.
  • the ability to support cell growth is carried out by 7-day culture of the HOS cell line (ECACC no. 87070202) similar to osteoblasts on the 15 mm diameter discs and observation of the cell colonization by microscopy and reduction test of the MTT (according to Mosman T 1983 J. Immunol. Meth. 65: 55-63; and Slater TF et al. 1963 Biochim. Biophys. Acta 77: 383-93). The study was conducted at different times for 7 days.
  • Bone regeneration capacity is carried out by implantation in artificial bone defects created in rat tibia and subsequent cytological evaluation of the bone segments containing the implant sites after slaughter of the animals at 7, 30 and 120 days.
  • the fragments from the compression resistance test were used, previously crushed in the form of granules with a size between 200 ⁇ m and 2000 ⁇ m and sterilized with gamma radiation (25 kGy).
  • EXAMPLE 10 Pieces containing monetite and biocompatible agent fibers
  • Type I collagen threads are manufactured, and also separately from polylactide-polyglycolic (50:50), by electrospinning techniques from aqueous solutions for collagen or from a solution of dimethylformamide for the polylactide-polyglycol.
  • the final diameter of the threads is between 10 ⁇ m and 1000 ⁇ m according to the manufacturing parameters used.
  • the threads are mixed intimately with 0.88 g of anhydrous calcium dihydrohene phosphate [Ca (HhPO 4 ⁇ ] and 1.34 g of hydroxyapatite [Caio (P ⁇ 4 ) e (OH) 2 ] or alternatively 1.42 g of beta -tricalcium phosphate [ ⁇ - Ca3 (P02) 2], and 2.0 ml of a 0.8 M solution of citric acid is added to the resulting mixture.
  • the resulting pastes are mixed quickly for 1 min and poured into silicone molds to the measure of a bone and allowed to stand for 24 hours in a chamber at 100% relative humidity and temperature of 20-30 0 C. Once hardened the different materials are allowed to air dry.
  • the fraction of the material obtained brushite is transformed into monetite by heat treatment at 45 0 C for 2 hours.
  • the resulting materials contain 75-80% by mass of monetite, 10-15% by mass of hydroxyapatite or tricalcium beta-phosphate and approximately 10% by volume of Type I collagen fibers or polylactido-polyglycolic fibers.
  • the incorporation of fibers results in greater mechanical resistance and favors cell colonization.
  • EXAMPLE 11 Materials of monetite and tricalcium ⁇ -phosphate with antibiotic
  • the discs were placed in vials.
  • One half of the disks are added pH 7.4 phosphate buffer (8 mM K 2 HPO 4 , 2 mM KH 2 PO 4 , 2.7 mM KCI, 137 mM NaCI) and the other half phosphate buffer of pH 4.0 (1 mM KH 2 PO 4 , 137 mM NaCI, 2.7 M KCI) in a solid / liquid volumetric ratio of at 1: 10.
  • the vials are placed in an orbital shaker set at 37 0 C for 15 days of the study.
  • the determination of the concentration of ceftriaxone released to the medium is performed by UV spectrophotometry and comparison with a previously prepared calibration curve.
  • EXAMPLE 12 Pieces with collagen and induced porosity
  • the fraction of the material obtained brushite is transformed into monetite by heat treatment at 45 0 C for 2 hours.
  • the resulting materials demonstrate an induced porosity, in addition to the natural microporosity of the material, up to 50% and a pore size between 50 ⁇ m and 800 ⁇ m.
  • the capacity of the resulting materials to support cell growth is carried out by 7-day culture of the HOS cell line (ECACC no. 87070202) similar to osteoblasts and observation of cell colonization by microscopy and MTT reduction assay (according to Mosman T 1983 J. Immunol. Meth. 65: 55-63; and Slater TF et al. 1963 Biochim. Biophys. Acta 77: 383-93). The study was conducted at different times for 7 days.
  • the efficacy of the resulting materials in bone regeneration is evaluated in artificial bone defects created in rat tibia.
  • 90 healthy rats are used (Rattus norvegicus, Holtzman, ⁇ 20Og).
  • Groups of 30 animals are used for each follow-up period (7, 30 and 120 days).
  • Three animals of each group receive bilateral implants of the same experimental material in defects of 3 mm in diameter created in the middle region of the tibial shaft.
  • the artificial defects created empty are left as control.
  • the animals are sacrificed by thiopental injection after 7, 30 and 120 days and the bone segments are recovered containing the implant and control sites. Bone blocks are fixed in Bouin solution and subsequently washed, decalcified, dehydrated, and included in paraffin.

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Abstract

La presente invención incorpora nuevos materiales para regeneración ósea, su método de obtención, y aplicación en cirugía traumatológica, cirugía maxilofacial, cirugía dental, cirugía ortognática, endodoncia, oftalmología, neurocirugía y/o procesos osteoporóticos, y otras indicaciones en las que es necesaria la regeneración de hueso. En particular, la presente invención incorpora materiales sintéticos con un 20 % a un 95 %, preferiblemente entre un 40 % y un 90 %, en masa de monetita [Ca 1-x M x HPO 4 , donde 0 ≤ x ≤ 0,05, y donde M puede ser un ión metálico divalente] que en su composición final incorporan entre un 5 % y un 80 %, preferiblemente entre un 10 % y un 60 %, en masa de compuestos de calcio bioactivos elegidos entre fosfatos, silicatos cálcicos y/o vidrios bioactivos de sílice.

Description

MATERIAL DE REGENERACIÓN ÓSEA A PARTIR DE COMBINACIONES DE MONETITA CON OTROS COMPUESTOS DE CALCIO BIOACTIVOS
CAMPO DE LA INVENCIÓN
La invención se encuadra en el sector técnico de los biomateriales, más específicamente en el relativo a fosfatos calcicos que contribuyen positivamente a Ia regeneración ósea. Los materiales sintéticos a partir de monetita de Ia presente invención son de aplicación en múltiples tratamientos de regeneración ósea con aplicación médica y veterinaria en cirugía traumatológica, cirugía maxilofacial, cirugía dental, cirugía ortognática, endodoncia, oftalmología, neurocirugía y/o procesos osteoporóticos, y otras indicaciones en las que es necesaria Ia regeneración de hueso.
ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN
La pérdida de masa y calidad ósea es un grave problema de salud que resulta aún más acuciante en pacientes de edad avanzada. En tratamientos odontológicos es frecuente que, tras una intervención, se produzca una pérdida de masa ósea que resulte en complicaciones y patologías. Esto ocurre, por ejemplo, en Ia reabsorción alveolar posterior a una extracción dental y en Ia enfermedad periodontal. Por otro lado, tanto en traumatología como en otras intervenciones quirúrgicas, Ia perdida ósea es un problema serio de Ia salud que puede incluso ocasionar Ia muerte del paciente.
Desde hace casi un siglo se utilizan biomateriales para reparar o reemplazar segmentos óseos del sistema músculo-esquelético. El uso de injertos de hueso autólogo, es decir, del propio individuo, es un método muy utilizado para rellenar cavidades óseas y para reconstrucciones quirúrgicas. Sin embargo, existe un suministro limitado de hueso y además se somete al paciente a un trauma adicional para obtener el injerto. Otra opción Ia constituyen los aloinjertos de donantes. Sin embargo, estos presentan una velocidad de reabsorción y neoformación ósea más lenta, menor revascularización y capacidad osteogénica, y mayor respuesta inmunogénica y riesgo de transmisión de agentes patógenos. Una alternativa habitualmente utilizada la constituyen materiales a partir de hueso bovino como el BioOss®, GenOx Inorg® y Orthoss® de uso en odontología. Sin embargo, el uso de estos preparados a partir de material biológico representa problemas de posible contaminación con agentes infecciosos y exige un estricto control de calidad. Con el fin de evitar estos problemas se han desarrollado matrices sintéticas.
La investigación en nuevos biomateriales sintéticos para Ia reparación ósea trata de reducir al máximo Ia necesidad del injerto óseo, buscando un sucedáneo artificial que con el tiempo se reabsorba y/o integre con el hueso adyacente y, además, sirva de fijación en fracturas osteoporóticas. Las propiedades mecánicas del sucedáneo de mineral óseo deben ser tan cercanas a las del hueso esponjoso como sea posible. El material debe además contribuir a Ia estabilidad de Ia fractura y ser suficientemente resistente para disminuir el tiempo necesario de inmovilización o soporte externo. El material sucedáneo debe ser biodegradable, biocompatible y osteoinductor, es decir debe atraer células mesenquimales situadas cerca del implante y favorecer su diferenciación en osteoblastos, y también debe ser osteoconductor, es decir, actuar como guía o patrón para Ia formación de hueso nuevo.
Los fosfatos calcicos tienen especial interés en regeneración ya que se asemejan a Ia fase mineral del hueso natural y son susceptibles de remodelación ósea y de reabsorción. Los fosfatos calcicos más comúnmente utilizados incluyen las matrices de hidroxiapatita, fosfato tricálcico, y brushita. Estos materiales pueden administrarse en forma de pastas de cemento, sólidos implantables o formulaciones granulares o pulverulentas.
En el desarrollo de matrices de regeneración ósea destacan productos con los que se pretende favorecer Ia capacidad de regeneración ósea mediante Ia inducción de un cierto grado de porosidad. La introducción de porosidad en el sistema aumenta considerablemente Ia superficie de contacto del material en el lugar del implante, y Ia superficie susceptible de interaccionar con las células de los tejidos circundantes. Ejemplos de granulos de hidroxiapatita porosa de origen coralino incluyen Interpore® y ProOsteon®. Asimismo, ejemplos de granulos de hidroxiapatita sintética incluyen Apafill-G® o ENGIpore®. Otros ejemplos comerciales de matrices granulares sintéticas son chronOs o Cerasorb® de beta-fosfato tricálcico. Este último comercializado en forma de partículas de diferentes tamaños, entre 150 μm y 2000 μm según Ia necesidad, que se aplican para regeneración alveolar tras su mezcla con sangre del paciente. Otro producto similar, Bi-Ostetic™ esta formado por partículas de 1000 μm a 2000 μm de una mezcla de hidroxiapatita y fosfato tricálcico. Más aún, Collagraft® es otro granulado de hidroxiapatita y fosfato tricálcico que además incorpora colágeno. Otros materiales sintéticos osteoinductores incorporados en productos comerciales como CalMatrix™ incluyen el sulfato calcico.
En el ámbito de los materiales de creciente interés en Ia regeneración ósea se encuentra el hidrógeno fosfato de calcio dihidratado [CaHPO4-2H2O], de nombre mineralógico "brushita", que puede encontrarse en Ia naturaleza o producirse sintéticamente a partir de reacciones ácido-base de fosfatos calcicos (LeGeros et al. 1982 J. Dental Res. 61 :343; Brown WE y Chow LC. 1983 J. Dental Res. 62: 672).
En el ámbito de Ia utilización de Ia brushita recientemente se han descrito combinaciones de brushita con fosfato tricálcico resultantes de un proceso de fabricación con exceso de fosfato tricálcico. Se ha demostrado que un granulado compuesto por 87 % en masa de brushita y 17 % en masa de beta- fosfato tricálcico es más degradable y produce una mayor neo-formación ósea que el granulado comercial BioOss® de hidroxiapatita bovina (Tamimi F. et al. 2006 J. Clin. Periodontol 33:922-928).
El hidrogeno fosfato de calcio anhidro [CaHPO4], de nombre mineralógico "monetita", es un material significativamente distinto de Ia brushita, que puede encontrarse como mineral en Ia naturaleza, o sintetizarse directamente o mediante reacción de descomposición de Ia brushita. Existen algunos precedentes de uso de monetita en regeneración ósea como por ejemplo descripciones de uso de mineral de monetita natural mezclada con sangre del paciente (Getter L, et al. 1972 J. Oral Surg. 30:263-268) o su incorporación en soluciones de proteína (WO98/58602) o polímeros biodegradables (US2005209704). Mas recientemente Ia monetita, ha sido evaluada en modelos animales de regeneración ósea (Tamimi F. et al. 2008 J. Biomed. Mater. Res. 87A:980-988). Sin embargo el uso de Ia monetita en Ia regeneración ósea no ha sido explotado por considerarse un material no óptimo en Ia regeneración ósea por su rápida disolución y poca resistencia. Un ejemplo de esto está recogido en Ia formulación de granulos de brushita (Tamimi F. et al. 2007 J. Biomed. Mater. Res. 81A:93-102) donde intencionadamente se evitan temperaturas que resultan en Ia conversión de brushita a monetita.
SUMARIO DE LA INVENCIÓN
En Ia presente invención se describen matrices de monetita sintéticas mejoradas a partir de Ia introducción de otros compuestos de calcio bioactivos que modulan Ia velocidad de degradación del material resultante, promueven Ia regeneración ósea, mejoran sus propiedades osteinductoras, osteoconductoras y biomecánicas.
La presente invención incorpora nuevos materiales para regeneración ósea, su método de obtención, y aplicación en cirugía traumatológica, cirugía maxilofacial, cirugía dental, cirugía ortognática, endodoncia, oftalmología, neurocirugía y/o procesos osteoporóticos, y otras indicaciones en las que es necesaria Ia regeneración de hueso. Los materiales están basados en elementos biocompatibles, biodegradables, osteoconductores y osteoinductores. En particular, Ia presente invención incorpora materiales sintéticos con un 20 % a un 95 %, preferiblemente entre un 40 % y un 90 %, en masa de monetita [Cai-xMxHPθ4 , donde 0 < x < 0,05, y donde M puede ser un ion metálico divalente], que en su composición final incorporan entre un 5 % y un 80 %, preferiblemente entre un 10 % y un 60 %, en masa de compuestos de calcio bioactivos. La incorporación de estos compuestos de calcio bioactivos permite modular Ia velocidad de degradación y las propiedades osteoconductoras, osteoinductoras y biomecánicas de matrices que contienen monetita. Los compuestos de calcio bioactivos incluyen fosfatos y/o silicatos calcicos, y/o vidrios bioactivos de sílice. Asimismo, los materiales de Ia presente invención pueden incorporar agentes bioactivos y/o agentes biocompatibles en solución, o como partículas o granulos, o en forma de fibras, que favorecen Ia regeneración ósea, manifiestan determinada acción terapéutica, modulan Ia velocidad de degradación o confieren una mejora de las propiedades mecánicas. Estos materiales pueden fabricarse a partir de reacciones ácido-base que dan lugar a materiales conteniendo brushita, otros productos de Ia reacción y reaccionantes remanentes. La conversión de Ia fracción de brushita en monetita mediante tratamiento de calor origina los materiales deseados. Estos materiales pueden fabricarse en forma de polvos, granulos o como piezas con una forma predeterminada mediante un molde o métodos de conformado tridimensional, y su forma final puede ser modificada mediante tallado, esculpido o pulverizado para dar lugar a Ia forma final deseada. Los materiales pueden fabricarse para contener agentes biocompatibles y/o agentes bioactivos que favorezcan Ia regeneración ósea, y pueden obtenerse con distinta resistencia mecánica y grados de porosidad, interconectada o no, y distintos tamaño de poro.
DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN
La presente invención incorpora nuevos materiales para regeneración ósea, su método de obtención, y aplicación en cirugía traumatológica, cirugía maxilofacial, cirugía dental, cirugía ortognática, endodoncia, oftalmología, neurocirugía y/o procesos osteoporóticos, y otras indicaciones en las que es necesaria Ia regeneración de hueso. Los materiales están basados en elementos biocompatibles, bioactivos, biodegradables, osteoconductores y osteoinductores. En Ia presente invención los materiales descritos se refieren a las siguientes fórmulas químicas y definiciones:
Monetita: nombre mineralógico de hidrogeno fosfato de calcio anhidro [CaHPO4], también incorpora monetita parcialmente sustituida [Cai- xMχHPO4, donde 0 < x ≤ 0,05, y donde M es un ion metálico divalente como Mg, Sr, Ba, Fe, Zn, entre otros].
Brushita: nombre mineralógico de hidrogeno fosfato de calcio dihidratado [CaHPO4 -2H2O], también incorpora brushita parcialmente sustituida [Cai- xMχHPO4-2H2O, donde O < x < 0,05, y donde M es un ion metálico divalente como Mg, Sr, Ba, Fe, Zn, entre otros]. Dihidrógenofosfato de calcio anhidro: [Ca(H2PO4)2].
Dihidrógenofosfato de calcio monohidratado: [Ca(H2PO4)2.H2O].
Fosfato tricálcico: [Ca3(PO4)2] indistintamente cualquiera de los polimorfos cristalinos estables, beta-fosfato tricálcico [β-Ca3(PO4)2] o alfa-fosfato tricálcico [α-Ca3(PO4)2], y fosfato tricálcico amorfo.
Fosfato octacálcico: [Ca8H2(PO4)6.5H2O].
Hidroxiapatitas: Nombre mineralógico de familia de compuestos con fórmula química [Caio(PO4)6(OH)2] donde el Ca puede ser sustituido parcialmente por Na, K, Sr, Mg, Zn, el PO4 puede ser sustituido parcialmente por HPO4, CO3, SiO4, y el OH puede ser sustituido parcialmente por F, Cl, CO3. Estas pueden ser tanto bien cristalizadas como poco cristalizadas.
Wollastonita: silicato de calcio [CaSiOs], indistintamente alfa-wollastonita [α-
CaSiOs] ó beta-wollastonita [β-CaSiθ3].
Silicato calcico mixto: [CaM(SiOs)2] donde M puede ser un ion metálico divalente como Mg, Sr, Ba, Fe, Zn.
Silicato dicálcico: [Ca2SiO4], indistintamente alfa-silicato dicálcico [α-
Ca2SiO4], beta-silicato dicálcico [β-Ca2Si04], y gamma-silicato dicálcico [y-
Ca2SiO4].
Silicato tricálcico: [Ca3SiO5].
Vidrios bioactivos: Materiales vitreos, obtenidos tanto por métodos de fusión como por sol-gel, que incluyen en su composición Si y Ca, que además pueden contener P, Na, Mg, Sr, entre otros, en concentraciones tales que se permitan obtener un material bioactivo.
GeI de sílice hidratada: [-Si(OH)2-O-]n .
En particular, Ia presente invención incorpora materiales sintéticos que contienen entre 20 % y 95 %, preferiblemente entre 40 % y 90 %, en masa de monetita [Cai-XMXHPO4 , donde O ≤ x ≤ 0,05, y donde M es un ion metálico divalente como Mg, Sr, Ba, Fe, Zn, entre otros], que en su composición final incorporan entre 5 % y 80%, preferiblemente entre 10 % y 60 % en masa, de otros compuestos de calcio bioactivos. La monetita es un material osteocon ductor que por su poca resistencia mecánica y rápida disolución en el organismo o medios biológicos, no resulta favorable para aplicaciones de regeneración ósea. La incorporación de compuestos de calcio bioactivos de Ia presente invención permite modular Ia velocidad de degradación de los materiales resultantes y mejora sus propiedades osteoconductoras, osteoinductoras y biomecánicas.
Los "compuestos de calcio bioactivos" incorporados en las matrices de monetita incluyen fosfatos y/o silicatos calcicos, y/o vidrios bioactivos de sílice. En particular los fosfatos calcicos añadidos incluyen, entre otros, el fosfato tricálcico, hidroxiapatitas, y fosfato octacálcico, entre otros. En particular los silicatos calcicos incluyen wollastonita, silicatos calcicos mixtos, silicato dicálcico, silicato tricálcico, entre otros. Los vidrios bioactivos de sílice incluyen vidrios, obtenidos tanto por métodos de fusión como por métodos de sol-gel, que tienen en su composición Si y Ca, que además pueden contener P, Na, Mg, Sr, entre otros, en concentraciones tales que se obtenga un material bioactivo.
Tal y como queda ilustrado, sin limitación por los Ejemplos 1-12, estos compuestos de calcio bioactivos, pueden incorporarse a matrices de monetita generadas a partir de reacciones heterogéneas ácido-base que dan lugar a brushita que posteriormente es descompuesta en monetita.
En un primer paso en el proceso de síntesis de los materiales de Ia presente invención se lleva a cabo una reacción ácido-base en Ia que el componente ácido es una solución de ácido ortofosfórico [H3PO4] o sus sales diácidas de metales alcalinos o alcalino térreos, preferiblemente de Ca o Mg, tales como el dihidrógenofosfato de calcio anhidro o dihidrógenofosfato de calcio monohidratado, y el componente básico es un compuesto de calcio bioactivo. La adición del componente básico en exceso a Ia mezcla de reacción resulta en una matriz de brushita, como producto de Ia reacción, conteniendo el exceso de compuesto de calcio bioactivo sin reaccionar. El resultado de Ia reacción ácido-base, con exceso del compuesto de calcio bioactivo actuando como el componente básico, origina sólidos conteniendo entre un 24 % y un 96 % en masa de brushita y entre un 4 % y un 74 % en masa de compuestos de calcio bioactivos sin reaccionar según Ia formulación inicial de Ia reacción ácido-base. En Ia formulación de Ia reacción ácido-base, los componentes sólidos generalmente tienen un tamaño de partícula comprendido entre 0,01 μm y 300 μm, preferiblemente entre 0,05 μm y 100 μm, y se encuentran en una proporción, líquido/sólido, entre 0,4 ml/g y 3 ml/g, preferiblemente entre 0,8 ml/g y 2 ml/g. La mezcla de los componentes de Ia reacción ácido-base origina una pasta que rápidamente solidifica, por precipitación de Ia brushita producto de Ia reacción, con Ia forma y tamaño del molde que Ia contiene. Para retardar Ia reacción ácido-base y permitir una mejor manipulación de Ia pasta, Ia solución acuosa preferiblemente incorpora un agente retardador que incluye, entre otros, sin limitación, ácido cítrico [CeHsOz] o sus sales alcalinas o amoniacales, ácido sulfúrico [H2SO4] o sus sales alcalinas, amoniacales o de metales alcalino térreos, ácido glicólico [C2H4Os] o sus sales alcalinas o amoniacales, ácido acético [C2H4O2] o sus sales alcalinas o amoniacales, y ácido pirofosfórico [H4P2Oz], o sus sales alcalinas o amoniacales, entre otros.
En un segundo paso en el proceso de síntesis de los materiales de Ia presente invención, se lleva a cabo una descomposición de Ia fracción de brushita en monetita mediante tratamiento térmico a temperaturas entre 40 0C y 400 0C, preferiblemente entre 40 0C y 200 0C. Este tratamiento térmico puede llevarse a cabo en un segundo paso o realizarse simultáneamente a Ia formación de brushita a partir de Ia reacción ácido-base. La descomposición de Ia fracción de brushita da lugar a los materiales de Ia presente invención conteniendo entre un 20 % y un 95 %, preferiblemente entre un 40 % y un 90 %, en masa de monetita, y entre un 5 % y un 80 %, preferiblemente entre un 10 % y un 60 %, en masa de compuestos de calcio bioactivos.
Tal y como queda ilustrado, sin limitación por los Ejemplos 6 y 7, este método de síntesis también permite Ia fabricación de matrices de monetita que contienen más de un compuesto de calcio bioactivo, como por ejemplo el fosfato tricálcico; el fosfato octacálcico; hidroxiapatitas; Ia wollastonita y/o vidrios bioactivos. La incorporación en exceso a Ia reacción ácido-base de más de uno de estos compuestos de calcio bioactivos origina un producto final que incorpora distintas proporciones de estos compuestos de calcio bioactivos a las matrices de monetita.
Por tanto, una realización de Ia presente invención incorpora materiales conteniendo entre un 20 % y un 95 %, preferiblemente entre un 40 % y un 90 % en masa de monetita y entre un 5 % y un 80 %, preferiblemente entre un 10 % y un 60 % en masa de uno o más compuestos de calcio bioactivos, y su método de producción a partir de reacciones ácido-base en exceso de uno o más componentes básicos, y Ia transformación de Ia fracción de brushita obtenida en monetita.
Tal y como queda ilustrado, sin limitación, en el Ejemplo 8, las matrices de monetita de Ia presente invención pueden incorporar sustituciones con iones metálicos divalentes (M) como magnesio, estroncio, hierro o zinc, que estimulan Ia regeneración ósea o colonización y diferenciación celular. La incorporación de estas substituciones en Ia fracción de monetita puede llevarse a cabo mediante Ia incorporación de los iones metálicos a Ia reacción por adición de las correspondientes sales de dihidrógenofosfato como por ejemplo Mg(H2PO4)2, Zn(H2PO4)2, Sr(H2PO4)2 , o de precursores de estas sales, tales como los correspondientes óxidos, hidróxidos, o carbonatos y las cantidades equivalentes de ácido orto-fosfórico. La reacción ácido-base de los dihidrógenofosfatos de calcio y uno o más fosfatos calcicos básicos en exceso, en presencia de iones metálicos, da lugar a Ia precipitación de brushita parcialmente sustituida. La posterior descomposición de Ia brushita parcialmente sustituida resulta en matrices de monetita parcialmente sustituida que contienen otros compuestos de calcio bioactivos. Los materiales pueden fabricarse con distintas proporciones de monetita, monetita parcialmente sustituida, y otros compuestos de calcio bioactivos. En una realización de Ia presente invención Ia monetita parcialmente sustituida puede suponer casi Ia totalidad del material final. En una realización de Ia invención Ia cantidad del ion divalente que sustituye a iones calcio es inferior al 5 %, preferiblemente entre 2 % y 4 %, atómico en Ia fracción de monetita. Estos materiales demuestran propiedades osteoinductoras y osteoconductoras significativamente mayores, y biodegradabilidad significativamente menor que las de monetita sin sustituir. Tal y como queda ilustrado, sin limitación, en los Ejemplos 9 y 10, los materiales de Ia presente invención pueden incorporar "agentes biocompatibles" que modulen Ia biodegradabilidad, favorezcan Ia formación de hueso y/o aumenten Ia resistencia del material, como por ejemplo, albúmina, ácido hialurónico, agarosa, alginato, caseína, colágeno, celulosas, elastina, fibrina, gelatina, quitosano, seda, o de origen sintético como ácido poliláctico, ácido poliglicólico, poliuretano, polipropileno, policaprolactona, polivinilpirrilidona, alcohol polivinilico, poliamidas, policarbonato, politetrafluoretileno, y los derivados de estos, entre otros. Algunos de estos agentes biocompatibles pueden incorporarse a las matrices de monetita durante el proceso de fabricación a partir de su disolución en Ia fase acuosa de Ia reacción ácido-base, tal y como queda ilustrado, sin limitación, por el Ejemplo 9. En este caso, los materiales en disolución se distribuyen homogéneamente en las matrices de monetita, confiriendo una mayor resistencia y/o mejoras en su capacidad de regenerar hueso y/o su biodegradabilidad. En una realización de Ia presente invención Ia concentración de materiales solubles es menor del 15 %, preferiblemente menor del 7 % y más aún inferior al 5 % en masa de los materiales conteniendo monetita.
En otra realización de Ia invención los agentes biocompatibles son poco solubles en un medio acuoso y se incorporan a Ia reacción ácido-base en forma de suspensiones, emulsiones, precipitados, polvos, granulados o fibras, tal y como queda ilustrado, sin limitación, por el Ejemplo 10. En el caso de Ia incorporación en forma de fibras, estas pueden tener unos diámetros que pueden variar entre 10 μm y 2000 μm, preferiblemente entre 50 μm y 1000 μm, y pueden constituir hasta un 70 % en volumen del material conteniendo monetita. Las fibras de rápida disolución in vivo favorecen Ia formación de poros interconectados y Ia colonización celular por invasión del material por células osteoprogenitoras.
La incorporación de estos agentes biocompatibles no solo confiere a las matrices de monetita una mayor resistencia, sino también mejora las propiedades reológicas de Ia pasta y contribuye a una mayor capacidad de regenerar hueso. Esto es de especial aplicación en Ia fabricación de piezas tanto por métodos de conformado tridimensional como a partir de un molde con Ia forma y tamaño según Ia aplicación deseada y/o las necesidades del paciente.
Los materiales de Ia presente invención pueden también formularse para que contengan "agentes bioactivos" que favorezcan los procesos de regeneración ósea, tal y como queda ilustrado, sin limitación en el Ejemplo 11. Estos agentes bioactivos incluyen, sin limitación, compuestos o macromoléculas sintéticas o biológicas que favorecen los procesos de regeneración ósea y/o ejercen alguna acción terapéutica. Estos agentes bioactivos incluyen antibióticos, antiinflamatorios, agentes antitumorales, bisfosfonatos, ácidos nucleicos, y factores de crecimiento celular tales como factor de crecimiento derivado de las plaquetas (platelet derived growth factor, PDGF), factor de crecimiento vascular endotelial (vascular endotelial growth factor, VEGF), proteína morfogenética ósea (bone morphogenic protein, BMP), factor de crecimiento transformador-β (transforming growth factor-β, TGF-β), hormona de crecimiento (growth hormone, GH), factor de crecimiento insulinario-1 (insuline like growth factor^ , IGF1 ); factor de crecimiento insulinario-2 (insuline like growth factor-2; IGF2), factor de crecimiento de fibroblastos (fibroblast growth factor, FGF).
Estos agentes bioactivos pueden incorporarse en solución o en forma de polvos o granulos a Ia reacción ácido-base. Asimismo, para mejorar Ia estabilidad de los agentes bioactivos se pueden añadir a Ia fase acuosa de Ia reacción ácido-base agentes estabilizadores y/o protectores como por ejemplo, y sin limitación, trehalosa, sacarosa, rafinosa, manitol, alcohol polivínílico, polivinilpirrolidona, albúmina, colágeno y/o gelatina. La adición de estos agentes estabilizadores y/o protectores evita Ia degradación del agente bioactivo durante el tratamiento térmico de conversión de Ia fracción de brushita en monetita y confiere estabilidad a largo plazo. De forma alternativa, los agentes bioactivos pueden incorporarse a los materiales de Ia presente invención por impregnación del producto final de Ia reacción ácido-base, o por impregnación del producto final tras el tratamiento térmico de conversión de brushita en monetita. La incorporación de agentes estabilizadores y/o protectores evita Ia degradación de los agentes biológicos durante el proceso de impregnación, tratamiento térmico, secado y/o almacenaje.
Tal y como queda ilustrado, sin limitación, por el Ejemplo 12, los materiales conteniendo monetita pueden formularse con diferentes grados de porosidad y con poros de distintos tamaños, aislados o comunicados entre sí. Esto puede llevarse a cabo mediante Ia incorporación de agentes que resultan en Ia liberación de gas durante el proceso de reacción ácido-base y endurecimiento de Ia pasta. Ejemplos de estos agentes porogénicos incluyen, sin restricción, carbonato calcico, bicarbonato calcico, bicarbonato sódico o peróxido de hidrógeno, entre otros compuestos. La liberación de gas origina que los materiales tras su endurecimiento tengan una porosidad inducida, esto es, adicional a Ia porosidad intrínseca del material, de hasta un 60 % en volumen, y diámetros de poro que pueden variar entre 1 μm y 1000 μm. Asimismo también puede aumentarse Ia porosidad de los materiales de Ia presente invención mediante Ia incorporación a Ia mezcla de reacción ácido- base de aditivos que tras el endurecimiento y posterior disolución originen Ia formación de poros. Ejemplos de estos aditivos incluyen, sin restricción, sales orgánicas e inorgánicas, azucares, alcoholes de azúcares, aminoácidos, proteínas, polisacáridos, o polímeros solubles. Asimismo, los materiales de Ia presente invención pueden fabricarse con una porosidad diseñada llevando a cabo Ia reacción ácido-base y endurecimiento de Ia pasta en un molde que una vez eliminado origina una macroporosidad definida como poros o canales típicamente con un diámetro superior a 200 μm.
Los materiales de Ia presente invención pueden fabricarse en forma de polvos, granulos, o en forma de piezas con forma, tamaño y macroporosidad predeterminadas por un molde. Los reaccionantes también pueden incorporarse a sistemas de conformación, como impresión tridimensional o extrusión, para Ia fabricación de piezas tridimensionales con Ia forma, tamaño y estructura de poro deseadas. Asimismo, una vez endurecida Ia pasta tras Ia reacción ácido-base, Ia forma y tamaño del sólido resultante puede modificarse mediante fragmentación, abrasión, raspado, triturado y/o pulverizado. Este procedimiento puede llevarse a cabo antes o después de Ia conversión de Ia fracción de brushita en monetita. Las piezas formadas a partir de los materiales de Ia presente invención son de aplicación en intervenciones quirúrgicas en las que es necesaria Ia reconstrucción, o fusión, de masa ósea con una forma y tamaño determinados.
En otra forma preferida de Ia presente invención el material se produce en forma de granulos. El tamaño de granulo puede ser de 50 μm a 4000 μm. Preferiblemente el tamaño de granulo está en un rango entre 200 μm y 2000 μm. Esta forma granular es de especial interés en Ia reconstrucción alveolar y otras indicaciones donde es necesaria Ia neoformación de hueso en una cavidad.
Los materiales conteniendo monetita y otros compuestos de calcio bioactivos descritas en Ia presente invención son biocompatibles, biodegradables, osteoinductores y osteoconductores, y tienen interés especial y aplicabilidad en Ia elaboración de materiales con aplicación médica y veterinaria en cirugía traumatológica, cirugía maxilofacial, cirugía dental, cirugía ortognática, endodoncia, oftalmología, neurocirugía y/o procesos osteoporóticos. Asimismo, tal y como queda ilustrado por el Ejemplo 5, los materiales de Ia presente invención son de utilidad en el cultivo in vitro de células autólogas que implantadas junto con los materiales de Ia presente invención aceleran el proceso de regeneración ósea.
La presente invención se ilustra adicionalmente mediante los siguientes 12 Ejemplos, los cuales son ilustrativos y no pretenden ser limitativos de su alcance.
EJEMPLOS
EJEMPLO 1 : Material de monetita y fosfato tricálcico
Para obtener un material compuesto por monetita y fosfato tricálcico [Ca3(P04)2] se mezclan íntimamente las cantidades de reaccionantes indicadas en Ia Tabla 1 de beta ó alfa-fosfato tricálcico y de dihidrógenofosfato de calcio anhidro [Ca(H2PO4^]. A Ia mezcla de polvos se añaden 2,0 mL de una solución 0,8 M de ácido cítrico y Ia pasta resultante se mezcla rápidamente durante 1 min y se deja reposar durante 24 h en una cámara a 100 % de humedad relativa y temperatura de 50-60 0C para completar Ia reacción ácido-base y descomponer Ia brushita formada en monetita. Las pastas endurecidas se secan en Ia estufa a 100-110 0C y se trituran y clasifican por tamices para recolectar las fracciones con el tamaño de partículas deseado. La composición final de fases de los granulados obtenidos se determina mediante difracción de rayos X (cualitativa) y análisis termo-gravimétrico (cuantitativa) y se muestra en Ia Tabla 1.
Tabla 1
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EJEMPLO 2: Material de monetita y fosfato octacálcico
Para obtener un material compuesto por un 80-85 % en masa de monetita y 15-20 % en masa de fosfato octacálcico [CaSH2(PO4)G-SH2O], se mezclan íntimamente 0,60 g de dihidrógenofosfato de calcio anhidro y 1 ,62 g de fosfato octacálcico. A Ia mezcla de polvos se añaden 2,0 mL de una solución 0,8 M de ácido cítrico y Ia pasta resultante se mezcla rápidamente durante 1 min y se deja reposar durante 24 h en una cámara a 100 % de humedad relativa y temperatura de 50-60 0C para completar Ia reacción ácido-base y descomponer Ia brushita formada a monetita. La pasta endurecida se deja secar al aire y se tritura y clasifica por tamices para colectar las fracciones con el tamaño de partículas deseado. El granulado obtenido se esteriliza mediante una dosis de 25 kGy de radiación gamma.
EJEMPLO 3: Material de monetita e hidroxiapatita
Para obtener un material compuesto por un 80-85 % en masa de monetita y 15-20 % en masa de hidroxiapatita [Caio(Pθ4)6(OH)2], se mezclan íntimamente 0,88 g de dihidrógenofosfato de calcio anhidro y 1 ,34 g de hidroxiapatita. A Ia mezcla de polvos se añade 2,0 ml_ de una solución 0,8 M de ácido cítrico y Ia pasta resultante se mezcla rápidamente durante 1 min y se deja reposar durante 24 h en una cámara a 100 % de humedad relativa y temperatura de 50-60 0C para completar Ia reacción ácido base y descomponer Ia brushita formada a monetita. La pasta endurecida se deja secar al aire y se tritura y clasifica por tamices para colectar las fracciones con el tamaño de partículas deseado. El material resultante se esteriliza mediante una dosis de 25 kGy de radiación gamma.
EJEMPLO 4: Solubilidad de distintos materiales de monetita con compuestos de calcio bioactivos
Para determinar Ia velocidad de disolución de materiales con distintas proporciones de monetita y distintos compuestos de calcio bioactivos se toman 100 mg de cada una de ellas, previamente molidas hasta un tamaño de partícula inferior a 100 μm y se colocan en viales. A cada vial se añaden 100 ml_ de solución tamponada de pH 6,0 (100 mM KCOOCH3; ajustada con KOH y/o HCOOCH3). Los viales se tapan y se colocan en un agitador orbital a 36,5 0C durante 30 min. La solución sobrenadante se filtra a través de una membrana de teflón (0,45 μm) y se determina Ia concentración de calcio (Ca) en el filtrado mediante espectrofotometría de plasma inducido. Se realizan tres réplicas de cada formulación. La media de Ia concentración de Ca disuelta para cada material después de incubación en Ia solución tamponada se muestra en Ia Tabla 2. La cantidad de Ca disuelto, y por tanto Ia solubilidad del material, depende directamente de Ia razón monetita/fosfato calcico existente en el granulado para un mismo tipo de fosfato de calcio. Para materiales conteniendo monetita y diferentes fosfatos de calcio con Ia misma razón monetita/fosfato de calcio, Ia solubilidad depende del tipo de fosfato de calcio en el orden fosfato octacálcico > α-fosfato tricálcico > β-fosfato tricálcico > hidroxiapatita.
Tabla 2
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EJEMPLO 5: Colonización celular y regeneración ósea de materiales de monetita con compuestos de calcio bioactivos
Para determinar Ia capacidad de regeneración ósea de las distintas matrices de monetita conteniendo compuestos de calcio bioactivos, estas se incuban en presencia de células madre de médula ósea de conejo. Brevemente, se recolectan células de médula ósea de conejo y suspenden en 10 ml_ de Medio Mínimo Esencial con sales de Earl, glutamina y aminoácidos no esenciales (E-MEM) y suplementado con 1 mM de piruvato sódico, 1 ,5 g/L bicarbonato sódico, 60 mg/mL de sulfato de kanamicina y 15% de suero fetal bovino. A pocilios conteniendo 0,5 g del material a evaluar en forma de granulos entre 200 μm y 2000 μm de diámetro, se añade una suspensión celular conteniendo 105 células. La colonización celular de los materiales se determina al cabo de 7 días de incubación mediante método indirecto de tinción por MTT (según Mosman T 1983 J. Immunol. Meth. 65: 55-63). Asimismo para determinar Ia capacidad de formación de hueso se implantan los distintos materiales en un modelo de conejo a las que se practica un orificio de 1 cm de diámetro en Ia calota. La evaluación del material se lleva a cabo después de seis semanas tras el implante mediante sacrificio del animal y correspondiente autopsia. Asimismo, uno de los materiales colonizados por células se utiliza como implante en el modelo de regeneración ósea. La Tabla 3 recoge los datos del modelo de crecimiento celular y evaluación in vivo de distintos materiales de monetita conteniendo compuestos de calcio bioactivos. Los efectos observados se clasifican como "Muy abundante: +++++", "Abundante: ++++", "Moderado: +++", "Escaso: ++", "Ausente: +". La incorporación de compuestos de calcio bioactivos resulta en una mejora en Ia capacidad de soportar el crecimiento celular y su capacidad de regeneración ósea.
Tabla 3
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EJEMPLO 6: Materiales de monetita β-fosfato tricálcico y wollastonita
Para obtener un material compuesto por un 38-43 % en masa de monetita, 35-40 % en masa de alfa- o beta-wollastonita [α- ó β-CaSiθ3] y 20-25 % en masa de gel de sílice hidratada [-Si(OH)2-O-]n, se añaden 2,66 ml_ de una disolución acuosa de ácido ortofosfórico (3,5 M) y ácido cítrico (0,8 M) a 2,22 g de alfa- o beta-wollastonita con tamaño de partícula inferior a 50 μm. Los componentes se mezclan rápidamente durante 1 min para obtener una pasta. Alternativamente, para obtener un material con un 35-40 % en masa de monetita, y cantidades sin determinar de beta-fosfato tricálcico y de alfa- ó beta-wollastonita cristalinos, y gel de sílice hidratada amorfo, se mezclan 1 ,11 g de alfa- ó beta-wollastonita y 1 ,11 g de beta-fosfato tricálcico, ambos con tamaño de partícula inferior a 50 μm, y se añaden 2,66 ml_ de una disolución acuosa de ácido orto-fosfórico (3,5 M) y ácido cítrico (0,8 M). Los componentes se mezclan rápidamente durante 1 min para obtener una pasta.
Las pastas resultantes de las distintas composiciones se vierten en moldes de silicona con forma de discos de 20 mm de diámetro y 5 mm de altura. Las piezas en forma de disco obtenidas por el endurecimiento de Ia pasta se dejan reposar durante 24 h en una cámara a 100 % de humedad relativa y temperatura de 20-30 0C para completar Ia reacción ácido-base. Los discos se secan en estufa a 100-110 0C para descomponer Ia brushita a monetita y eliminar el agua absorbida en el gel de sílice. Los sólidos obtenidos se caracterizan por difracción de rayos X, microscopía electrónica de barrido y microanálisis por espectroscopia de energía dispersada de rayos X.
La bioactividad in vitro del material en forma de disco compuesto por un 38-43 % en masa de monetita, beta-fosfato tricálcico y cantidades sin determinar de alfa- ó beta-wollastonita y gel de sílice hidratada amorfo, se compara con Ia de un material con Ia misma forma de disco compuesto por 35- 40 % en masa de monetita y 60-65 % en masa de beta-fosfato tricálcico. Para esto los discos se incuban durante diferentes períodos de tiempo en fluido fisiológico simulado (pH 7,3 a 36,5 0C) y se determinan los tiempos a los que aparecen los primeros signos y el recubrimiento total de Ia superficie por apatita globular (según Kokubo y Takadama 2006 Biomaterials 27:2907-29). La incorporación de alfa- ó beta-wollastonita a los materiales resulta en un aumento de Ia bioactividad in vitro de los materiales resultantes según muestra Ia Tabla 4.
Tabla 4
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EJEMPLO 7: Material de monetita fosfato tricálcico y vidrio bioactivo
Para obtener un material compuesto por un 38-43 % en masa de monetita, vidrio bioactivo de composición 70Siθ2-30CaO y gel de sílice hidratada, se mezclan 2,22 g de vidrio bioactivo con tamaño de partícula inferior a 100 μm y 1 ,16 g de dihidróheno fosfato de calcio anhidro. A Ia mezcla de polvos se añaden 2,71 ml_ de una disolución acuosa de ácido glicólico 1 ,0 M y se mezcla rápidamente durante 1 min para obtener una pasta.
Alternativamente, para obtener un material compuesto por 40-45 % en masa de monetita y cantidades sin determinar de beta-fosfato tricálcico y biovidrio, y un gel de sílice hidratada amorfo, se mezclan 1 ,11 g de vidrio bioactivo de composición 70Siθ2-30CaO con tamaño de partícula inferior a 100 μm, 1 ,11 g de beta-fosfato tricálcico con tamaño de partícula inferior a 100 μm, y 1 ,16 g de dihidróheno fosfato de calcio anhidro. A Ia mezcla de polvos se añaden 2,71 ml_ de una disolución acuosa de ácido cítrico 0,8 M, y se mezcla rápidamente durante 1 min para obtener una pasta. Las pastas resultantes se introducen en moldes de silicona con cavidades de 20 mm de diámetro y 5 mm de altura. Se deja reposar en el molde durante 48 h en una cámara a 100 % de humedad relativa y temperatura de 50-60 0C para completar Ia reacción ácido-base y descomponer Ia brushita producida a monetita. Los discos endurecidos se extraen del molde y se secan en estufa a 100-110 0C para eliminar el agua absorbida en el gel de sílice. Los sólidos obtenidos se caracterizan por difracción de rayos, microscopía electrónica de barrido y microanálisis por espectroscopia de energía dispersada de rayos X. Los discos obtenidos de ambos materiales se incuban durante diferentes períodos de tiempo en fluido fisiológico simulado (pH 7,3 a 36,5 0C) y se determinan los tiempos a los que aparecen los primeros signos y el recubrimiento total de Ia superficie por apatita globular (según Kokubo y Takadama 2006 Biomaterials 27:2907-29). Tal y como demuestra Ia Tabla 5, Ia bioactividad in vitro es mayor para los materiales que contienen biovidrio.
Tabla 5
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EJEMPLO 8: Material de monetita parcialmente substituida con iones metálicos y fosfato tricálcico
Para obtener materiales compuestos por un 85-80 % en masa de monetita parcialmente sustituida por magnesio ó por zinc, y por un 15-20 % en masa de β -fosfato tricálcico, se mezclan íntimamente 0,68 g de dihidróheno fosfato de calcio anhidro y 1 ,54 g de β-fosfato tricálcico con tamaño de partícula inferior a 100 μm. A esta mezcla de polvos se añaden 2,0 mL de una disolución de ácido glicólico 1 ,0 M y de Mg(H2PO4)2 ó de Zn(H2PO4)2 0,4 M. La pasta resultante se mezcla rápidamente durante 1 min y se coloca en moldes de silicona de 15 mm de diámetro y 3 mm de profundidad para conformar discos de estas dimensiones. Los discos en los moldes se dejan reposar durante 24 h en una cámara a 100 % de humedad relativa y temperatura de 50-60 0C para completar Ia reacción ácido-base y descomponer Ia brushita producida a monetita. Los discos se extraen de los moldes y se dejan secar al aire. Los materiales resultantes, según análisis por difracción de rayos X, análisis termogravimétrico, microscopía electrónica de barrido y microanálisis por espectroscopia de energía dispersada de rayos X, están compuestas por 80-85 % en masa de monetita parcialmente sustituida por magnesio ó por zinc y 15- 20 % en masa de β-fosfato tricálcico. La sustitución del Mg y el Zn en los sitios de Ca del retículo de monetita, según micronálisis realizado sobre granos de esta fase, resultan en un 4 % atómico de sustitución Ca por Mg, y un 3 % atómico de sustitución de Ca por Zn, respectivamente.
La capacidad de los materiales sustituidos con Zn o con Mg de promover Ia adhesión celular se determina mediante ensayo Alamar Blue (según Nakayama et al. 1997 J. Immunol. Methods 204:205-208). Brevemente, para ello se colocan en los pozos de una placa de cultivo de 24 pocilios, 4 discos de cada una de los materiales (sustituidos con Mg o con Zn, o sin sustituir) y 4 discos de Thermanox™ (control) de igual diámetro, previamente esterilizados con radiación gamma (25 kGy). A cada pocilio se añade 1 mL de una suspensión de un cultivo primario de fibroblastos humanos, 1.4 x 105 células/mL en medio MEM completo. Las placas se incuban a 37±1°C durante 1 día y se extrae el medio con las células que aún permanecen en suspensión. A los pocilios conteniendo los discos y células adheridas se añade 1 mL de una disolución de Alamar Blue (dilución 1 :10 de Alamar Blue, Serotec, BUFO12A, con MEM sin rojo fenol) y se incuban las placas durante 4 h a 37±1 0C. Se incluye para cada tiempo de lectura un blanco sin material alguno reemplazando Ia suspensión de células por 1 mL de Ia disolución del reactivo Alamar Blue. De cada pocilio se extraen 4 alícuotas de 100 μL que se traspasan a pocilios de una placa de 96 pocilios para lectura de densidad óptica a 570 nm y una referencia de 630 nm. Los pocilios con los materiales y células adheridas se lavan con una disolución salina tamponada con fosfato y se añade 1 ml_ de MEM completo para continuar Ia incubación a 37±1 0C hasta el próximo tiempo de lectura. Se realizan lecturas los días 1 , 4, 7, 14, y 21. La densidad óptica leída es directamente proporcional a Ia cantidad de células viables adheridas sobre Ia superficie del material ensayado. La Tabla 6 muestra las lecturas de densidad óptica para cada muestra y período de incubación. Los tres materiales ensayados presentaron una adhesión celular inicial no inferior al 60 % con respecto al control con Thermanox™, y considerable proliferación durante el tiempo de incubación. Las mayores poblaciones celulares estuvieron asociadas en todos los períodos al material con sustitución de Mg, seguida del sustituido con Zn, por último el no sustituido.
Tabla 6
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EJEMPLO 9: Material conteniendo agentes biocompatibles incorporados en solución
Para obtener materiales que incorporan distintos agentes biocompatibles solubles se disuelve colágeno Tipo I, hialuronato sódico, o quitosano en concentraciones de 0,5 % en masa a una disolución 0,8 M de ácido cítrico. A estas disoluciones se añaden distintas proporciones, de dihidrógenofosfato de calcio anhidro [Ca(H2PO4^] con beta-fosfato tricálcico [β-Ca3(PO4)2], hidroxiapatita [Caio(PO4)6(OH)2], o fosfato octacálcico [Ca8H2(PO4)6.5H2O]. Las pastas resultantes se mezclan rápidamente durante 1 min y se colocan en moldes de silicona de 5 mm de diámetro y 12 mm de profundidad, o de 15 mm de diámetro y 3 mm de profundidad, para conformar cilindros y discos de estas dimensiones. Los cilindros y discos en los moldes se dejan reposar durante 24 h en una cámara a 100 % de humedad relativa y temperatura de 20-30 0C para completar Ia reacción ácido-base. Se dejan secar al aire, se extraen de los moldes y para obtener los productos finales, Ia fracción de brushita del material obtenido se transforma en monetita mediante tratamiento de calor seco a 60 0C durante 2 horas.
La resistencia a Ia compresión se determina sobre los cilindros de 5 mm de diámetro en una máquina biaxial Instron™ 8511. Los ensayos se llevan a cabo a temperatura ambiente a una velocidad de desplazamiento de 1 mm/min hasta Ia rotura de Ia muestra.
La capacidad de soportar crecimiento celular se lleva a cabo mediante cultivo durante 7 días de Ia línea celular HOS (ECACC no. 87070202) similar a osteoblastos sobre los discos de 15 mm de diámetro y observación de Ia colonización celular mediante microscopía y ensayo de reducción del MTT (según Mosman T 1983 J. Immunol. Meth. 65: 55-63; y Slater T. F. et al. 1963 Biochim. Biophys. Acta 77:383-93). El estudio se realizó a diferentes tiempos durante 7 días.
La capacidad de regeneración ósea se lleva a cabo mediante implante en defectos óseos artificiales creados en tibia de rata y posterior evaluación citológica de los segmentos óseos conteniendo los lugares de implante tras el sacrificio de los animales a los 7, 30 y 120 días. Para Ia implantación se emplearon los fragmentos provenientes del ensayo de resistencia a Ia compresión, previamente triturados en forma de granulos con un tamaño entre 200 μm y 2000 μm y esterilizados con radiación gamma (25 kGy).
Los materiales resultantes, su resistencia a Ia compresión, su capacidad de soportar el crecimiento celular, y su capacidad de regeneración en un modelo animal de rata están recogidos en Ia Tabla 7. La incorporación de estos agentes biocompatibles a las matrices de monetita resulta en una mejora en Ia capacidad de soportar células en cultivo y su capacidad de regenerar hueso. Los efectos observados se clasifican como "Muy abundante: +++++", "Abundante: ++++", "Moderado: +++", "Escaso: ++", "Ausente: +". Tabla 7
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EJEMPLO 10: Piezas conteniendo monetita y fibras de agentes biocompatibles
Para obtener materiales incorporando distintos agentes biocompatibles orgánicos en forma de hilos se fabrican hilos de colágeno Tipo I, y por separado también de poliláctido-poliglicólico (50:50), mediante técnicas de electrospinning a partir de soluciones acuosas para el colágeno o de una solución de dimetilformamida para el poliláctido-poliglicólico. El diámetro final de los hilos esta comprendido entre 10 μm y 1000 μm según los parámetros de fabricación utilizados. Los hilos se mezclan íntimamente con 0,88 g de dihidróheno fosfato de calcio anhidro [Ca(HhPO4^] y 1 ,34 g de hidroxiapatita [Caio(Pθ4)e(OH)2] o alternativamente 1 ,42 g de beta-fosfato tricalcico [β- Ca3(P02)2], y a Ia mezcla resultante se añade 2,0 ml_ de una solución 0,8 M de ácido cítrico. Las pastas resultantes se mezclan rápidamente durante 1 min y se vierten en moldes de silicona a Ia medida de un hueso y se dejan reposar durante 24 h en una cámara a 100 % de humedad relativa y temperatura de 20- 30 0C. Una vez endurecidos los distintos materiales se dejan secar al aire. Para obtener los productos finales, Ia fracción de brushita del material obtenido se transforma en monetita mediante tratamiento de calor a 45 0C durante 2 horas. Los materiales resultantes contienen un 75-80 % en masa de monetita, un 10- 15 % en masa de hidroxiapatita o de beta-fosfato tricálcico y un 10 % en volumen aproximadamente de fibras de colágeno Tipo I o de polilactido- poliglicolico. La incorporación de fibras resulta en una mayor resistencia mecánica y favorece Ia colonización celular.
EJEMPLO 11 : Materiales de monetita y β-fosfato tricálcico con antibiótico
Para obtener materiales de monetita y beta-fosfato tricálcico con antibióticos se mezclan íntimamente 2,11 g de beta-fosfato tricálcico con un tamaño de partícula inferior a 100 μm y 0,11 g de ceftriaxona sódica y 25 mg de trehalosa. Se añaden 1 ,53 mL de disolución de ácido orto-fosfórico 2,0 M y Ia pasta resultante se mezcla rápidamente durante 1 min y se compacta en moldes de silicona de 15 mm de diámetro y 3 mm de profundidad para conformar discos de estas dimensiones. Los discos en los moldes se dejan reposar durante 24 h en una cámara a 100 % de humedad relativa y temperatura de 50-60 0C para completar Ia reacción ácido-base y descomponer Ia brushita producida a monetita. Los discos se extraen de los moldes y se esterilizan por rayos gamma.
Para el estudio de liberación de antibióticos se colocaron los discos en viales. A una mitad de los discos se les adiciona tampón de fosfato de pH 7,4 (8 mM K2HPO4, 2 mM KH2PO4, 2,7 mM KCI, 137 mM NaCI) y a Ia otra mitad tampón de fosfato de pH 4,0 (1 mM KH2PO4, 137 mM NaCI, 2,7 M KCI) en una relación volumétrica sólido/líquido de a 1 :10. Los viales se colocan en un agitador orbital regulado a 37 0C durante los 15 días del estudio. La determinación de Ia concentración de ceftriaxona liberada al medio se realiza mediante espectrofotometría UV y comparación con una curva de calibración previamente preparada. Durante las primeras siete horas del estudio las determinaciones se hacen cada hora y a partir del segundo y hasta el cuarto día se realizan cada 24 h, y en el período restante cada tres días como máximo. En cada determinación se extrae todo el líquido y se repone con tampón fresco. Los perfiles de liberación de ceftriaxona a pH 4,0 y 7,4 resultantes se presentan en Ia Tabla 8.
Tabla 8
Figure imgf000027_0001
EJEMPLO 12: Piezas con colágeno y porosidad inducida
Para obtener materiales con un 80-85 % en masa de monetita, un 15-20 % en masa de fosfato tricálcico, un 0,45 % en masa de colágeno, y con distintos grados de porosidad inducida se incorpora entre un 0,1 % y un 3 % en masa de carbonato calcico como agente porogénico a una mezcla de 1 ,42 g beta-fosfato tricálcico y 0,80 g de dihidrógenofosfato de calcio anhidro. A Ia mezcla de polvos se añaden 2,0 ml_ de una solución de ácido cítrico 0,8 M y 0,5 % masa/vol. de colágeno Tipo I. La pasta resultante se mezcla rápidamente durante 1 min, se vierte en un molde cilindrico de 3 mm de diámetro por 6 mm de altura y se deja reposar durante 12 h en una cámara a 100 % de humedad relativa y temperatura de 20-30 0C. Una vez endurecidos los distintos materiales se dejan secar al aire. Para obtener los productos finales, Ia fracción de brushita del material obtenido se transforma en monetita mediante tratamiento de calor a 45 0C durante 2 horas. Los materiales resultantes demuestran una porosidad inducida, adicional a Ia microporosidad natural del material, hasta un 50 % y un tamaño de poro entre 50 μm y 800 μm. La capacidad de los materiales resultantes de soportar crecimiento celular se lleva a cabo mediante cultivo durante 7 días de Ia línea celular HOS (ECACC no. 87070202) similar a osteoblastos y observación de Ia colonización celular mediante microscopía y ensayo de reducción del MTT (según Mosman T 1983 J. Immunol. Meth. 65: 55-63; y Slater T.F. et al. 1963 Biochim. Biophys. Acta 77:383-93). El estudio se realizó a diferentes tiempos durante 7 días.
Asimismo Ia eficacia de los materiales resultantes en Ia regeneración ósea se evalúa en defectos óseos artificiales creados en tibia de rata. Para ello se emplean 90 ratas sanas (Rattus norvegicus, Holtzman, ~ 20Og). Grupos de 30 animales se emplean para cada período de seguimiento (7, 30 y 120 días). Tres animales de cada grupo reciben implantes bilaterales de un mismo material experimental en defectos de 3 mm de diámetro creados en Ia región media de Ia diáfisis de Ia tibia. En tres animales de cada grupo se dejan los defectos artificiales creados vacíos como control. Los animales se sacrifican por inyección de tiopental después de 7, 30 y 120 días y se recobran los segmentos óseos conteniendo los lugares de implante y de control. Los bloques óseos se fijan en disolución de Bouin y posteriormente, se lavan, descalcifican, deshidratan, y se incluyen en parafina. Se hacen cortes seriados de 6 μm de grosor que se tiñen con hematoxilina y eosina para examen histológico. Se valora Ia magnitud de neoformación ósea en los sitios de implante. La magnitud de Ia neoformación ósea se clasifica como "Muy abundante: +++++", "Abundante: ++++", "Moderada: +++", "Escasa: ++", "Ausente: +". Los materiales resultantes obtenidos, su capacidad de permitir el crecimiento celular y Ia evaluación de su capacidad de regeneración en un modelo animal de rata se muestran en Ia Tabla 9. La incorporación de porosidad a los materiales resulta en una mayor capacidad de soportar el crecimiento celular y regeneración ósea.
Tabla 9
Figure imgf000029_0001

Claims

REIVINDICACIONES
1. Material sintético compuesto de un 20 % a un 95 % en masa de monetita [Ca 1 -XMxHPO4] donde 0 < x < 0,05 y donde M es un ion metálico divalente, y entre un 5 % y un 80 % de otros compuestos de calcio bioactivos.
2. Material sintético según Ia reivindicación 1 compuesto de un 40 % a un 90 % en masa de monetita [Cai-XMXHPO4] donde 0 ≤ x ≤ 0,05 y donde M es un ion metálico divalente], y entre un 10 % y un 60 % de otros compuestos de calcio bioactivos.
3. Material según cualquiera de las reivindicaciones 1 ó 2 en el que "x" es igual a cero.
4. Material según cualquiera de las reivindicaciones 1 ó 2 donde el ion metálico divalente (M) se selecciona de entre Magnesio, Estroncio, Bario, Hierro, y/o Zinc.
5. Material según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4 en el que los compuestos de calcio bioactivos son fosfatos calcicos.
6. Material según Ia reivindicación 5 en el que los fosfatos calcicos se seleccionan de entre fosfato tricálcico, hidroxiapatitas y/o fosfato octacálcico.
7. Material según Ia reivindicación 6 en el que el fosfato calcico es el fosfato tricálcico [β-Ca3(PO4)2 y/ó α-Ca3(PO4)2, y/o fosfato tricálcico amorfo Ca3(PO-O2].
8. Material según Ia reivindicación 6 en el que el fosfato calcico es el fosfato octacálcico [Ca8H2(PO4)G-SH2O].
9. Material según Ia reivindicación 6 en el que el fosfato calcico es hidroxiapatita [CaI0(PO4)B(OH)2].
10. Material según Ia reivindicación 6 en el que el fosfato calcico es una hidroxiapatita [Caio(Pθ4)6(OH)2], donde el Ca se sustituye parcialmente por sodio, potasio, estroncio, magnesio y/o zinc; el PO4 se sustituye parcialmente por HPO4, CO3, SiO4 ; y/o el OH se sustituye parcialmente por flúor, cloro ó CO3.
11. Material según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4 en el que los compuestos de calcio bioactivos contienen silicio.
12. Material según Ia reivindicación 11 en Ia que los compuestos de calcio bioactivos son silicatos calcicos.
13. Material según Ia reivindicación 12 en Ia que los silicatos calcicos son alfa- wolastonita y/o beta-wolastonita [α- ó P-CaSiO3].
14. Material según Ia reivindicación 12 en el que los silicatos calcicos [CaM(SiOs)2] incorporan un ion metálico divalente (M) seleccionado de entre magnesio, estroncio, bario, hierro y/o zinc.
15. Material según Ia reivindicación 11 en Ia que los compuestos de calcio bioactivos son vidrios bioactivos.
16. Material según Ia reivindicación 15 en el que los vidrios bioactivos conteniendo silicio son vidrios en los sistemas SiO2-CaO, SiO2-CaO-P2Os , SiO2-CaO-ZnO , SiO2-CaO-MgO , SiO2-CaO-P2O5-ZnO , y/o SiO2-CaO- P2O5- MgO.
17. Material según cualquiera de las reivindicaciones anteriores 1 a 16 que incorpora en su composición agentes biocompatibles.
18. Material según Ia reivindicación 17 en el que el agente biocompatible se selecciona de Ia lista que comprende albúmina, ácido hialurónico, agarosa, alginato, caseína, colágeno, celulosas, elastina, fibrina, gelatina, quitosano, seda, ácido poliláctico, ácido poliglicólico, poliuretano, polipropileno, policaprolactona, polivinilpirrilidona, alcohol polivinilico, poliamidas, policarbonato, y/o politetrafluoretileno.
19. Material según cualquiera de las reivindicaciones 17 ó 18 en el que el agente biocompatible se encuentra homogéneamente disperso.
20. Material según cualquiera de las reivindicaciones 17 ó 18 en el que el agente biocompatible se encuentra en forma de fibras, granulos o partículas.
21. Material según Ia reivindicación 20 en el que el agente biocompatible se encuentra en forma de fibras con un diámetro de entre 10 μm y 2000 μm.
22. Material según cualquiera de las reivindicaciones anteriores 1 a 21 que incorpora en su composición agentes bioactivos.
23. Material según Ia reivindicación 22 en el que el agente bioactivo se selecciona de Ia lista que comprende un factor de crecimiento de células, antibiótico, antiinflamatorio, agente antitumoral, y/o ácidos nucleicos.
24. Material según cualquiera de las reivindicaciones 22 ó 23 en el que el agente bioactivo es factor morfogénico de hueso.
25. Material según cualquiera las reivindicaciones 22 ó 23 en el que el agente bioactivo es un bisfosfonato.
26. Material según cualquiera de las reivindicaciones anteriores cuya porosidad inducida es de hasta un 60 %.
27. Material según Ia reivindicación 26 en el que los poros tienen un diámetro de entre 1 μm y 1000 μm.
28. Material según cualquiera de las reivindicaciones 26 ó 27 en el que Ia porosidad esta interconectada.
29. Material según cualquiera de las reivindicaciones anteriores que presenta forma de granulos.
30. Material según Ia reivindicación 29 en forma de granulos de entre 50 μm y 4000 μm.
31. Material según Ia reivindicación 30 en forma de granulos de entre 200 μm y 2000 μm.
32. Material según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 28 en forma de piezas tridimensionales con el tamaño y forma determinadas por un defecto óseo.
33. Procedimiento de obtención de materiales según cualquiera de las reivindicaciones anteriores que comprende:
1) Una reacción ácido-base en medio acuoso en Ia que el componente ácido es ácido ortofosfórico o sus sales diácidas de metales alcalinos o alcalino térreos, y el componente básico se encuentra en exceso y Io constituye uno o más compuestos de calcio bioactivo; y
2) Descomposición de Ia fracción de brushita obtenida en Ia reacción ácido-base en monetita mediante tratamiento térmico.
34. Procedimiento de obtención según Ia reivindicación 33 que en Ia reacción acido-base incluye agentes retardadores de Ia reacción ácido-base y/o agentes que mejoran Ia manipulación de Ia pasta resultante de Ia mezcla de los componentes de Ia reacción ácido-base.
35. Procedimiento de obtención según Ia reivindicación 34 en el que el agente retardador se selecciona de Ia lista que comprende ácido cítrico o sus sales alcalinas o amoniacales; ácido sulfúrico o sus sales alcalinas, amoniacales o de metales alcalino térreos; ácido glicólico o sus sales alcalinas o amoniacales; ácido acético o sus sales alcalinas o amoniacales; y/o ácido pirofosfórico o sus sales alcalinas o amoniacales.
36. Procedimiento de obtención según cualquiera de las reivindicaciones 33 a 35 que incorpora en Ia reacción ácido-base agentes biocompatibles que modulan Ia biodegradabilidad, osteoinductividad, osteoconductividad, propiedades biomecánicas, y/o porosidad del material obtenido.
37. Procedimiento de obtención según Ia reivindicación 36 en el agente biocompatible se selecciona de Ia lista que comprende albúmina, ácido hialurónico, agarosa, alginato, caseína, colágeno, celulosas, elastina, fibrina, gelatina, quitosano, seda, ácido poliláctico, ácido poliglicólico, poliuretano, polipropileno, policaprolactona, polivinilpirrilidona, alcohol polivinilico, poliamidas, policarbonato y/o politetrafluoretileno.
38. Procedimiento de obtención según cualquiera de las reivindicaciones 36 ó
37 en el que los agentes biocompatibles se incorporan a Ia reacción ácido- base en forma de partículas, granulos o fibras.
39. Procedimiento de obtención según cualquiera de las reivindicaciones 33 a
38 que incorpora en Ia reacción ácido-base agentes bioactivos.
40. Procedimiento de obtención según Ia reivindicación 39 en Ia que el agente bioactivo se selecciona de Ia lista que comprende un antibiótico, antiinflamatorio, antitumoral, bisfosfonato, ácido nucleico, y/o un factor de crecimiento celular.
41. Procedimiento de obtención según Ia reivindicación 40 en el que el agente bioactivo es un factor de crecimiento celular seleccionado de Ia lista que comprende el factor de crecimiento derivado de las plaquetas (platelet derived growth factor, PDGF), factor de crecimiento vascular endotelial (vascular endotelial growth factor, VEGF), proteína morfogenética ósea (bone morphogenic protein, BMP), factor de crecimiento transformador-β (transforming growth factor-β, TGF-β), hormona de crecimiento (growth hormone, GH), factor de crecimiento insulinario-1 (insuline like growth factor^ , IGF1 ); factor de crecimiento insulinario-2 (insuline like growth factor-2; IGF2), y/o factor de crecimiento de fibroblastos (fibroblast growth factor, FGF).
42. Procedimiento de obtención según cualquiera de las reivindicaciones 39 a
41 que incorpora un agente estabilizador del agente bioactivo.
43. Procedimiento de obtención según cualquiera de las reivindicaciones 33 a
42 que incorpora en Ia reacción ácido-base un agente porogénico.
44. Procedimiento de obtención según Ia reivindicación 43 en el que el agente porogénico se selecciona de entre carbonato calcico, bicarbonato calcico, bicarbonato sódico y/o peróxido de hidrógeno.
45. Procedimiento de obtención según Ia reivindicación 43 en el que el agente porogénico se elimina después de Ia reacción ácido-base mediante su disolución.
46. Procedimiento de obtención según Ia reivindicación 45 en el que el agente porogénico se selecciona de Ia lista que comprende un azúcar, alcohol de azúcar, aminoácido, proteína, polisacárido, polímeros y/o una sal orgánica o inorgánica.
47. Procedimiento de obtención según cualquiera de las reivindicaciones 33 a 46 en el que Ia reacción ácido-base se lleva a cabo en un molde.
48. Procedimiento de obtención según Ia reivindicación 47 en el que el molde tiene una forma que induce una porosidad diseñada.
49. Procedimiento de obtención según cualquiera de las reivindicaciones 33 a 42 en el que se obtienen piezas mediante métodos de conformado tridimensional.
50. Procedimiento de obtención según Ia reivindicación 49 con porosidad diseñada.
51. Composición que comprende materiales según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 32, u obtenido mediante procedimiento de obtención según cualquiera de las reivindicaciones 33 a 50, que incorpora células animales o humanas.
52. Uso de los materiales según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 32 o de Ia composición según Ia reivindicación 51 para Ia fabricación de materiales de regeneración ósea.
53. Uso de los materiales según Ia reivindicación 52 para Ia fabricación de injertos aloplásticos de regeneración ósea, en cirugía traumatológica, cirugía maxilofacial, cirugía dental, cirugía ortognática, endodoncia, oftalmología, neurocirugía y/o procesos osteoporóticos.
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