estructuras de tantalo con poros abiertos para implantes oseos

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OFICINA ESPAÑOLA DE
PATENTES Y MARCAS
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kInt. Cl. : A61L 27/00
11 Número de publicación:
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ESPAÑA
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TRADUCCION DE PATENTE EUROPEA
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kNúmero de solicitud europea: 93103751.9
kFecha de presentación : 09.03.1993
kNúmero de publicación de la solicitud: 0 560 279
kFecha de publicación de la solicitud: 15.09.1993
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54 Tı́tulo: Estructuras de tántalo con poros abiertos para implantes óseos esponjosos y para receptores
de células y de tejidos.
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73 Titular/es: ULTRAMET
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72 Inventor/es: Kaplan, Richard B.
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74 Agente: Ungrı́a López, Javier
30 Prioridad: 11.03.1992 US 850118
12173 Montague Street
Pacoima, California 91331, US
45 Fecha de la publicación de la mención BOPI:
16.10.2000
45 Fecha de la publicación del folleto de patente:
ES 2 148 191 T3
16.10.2000
Aviso:
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En el plazo de nueve meses a contar desde la fecha de publicación en el Boletı́n europeo de patentes,
de la mención de concesión de la patente europea, cualquier persona podrá oponerse ante la Oficina
Europea de Patentes a la patente concedida. La oposición deberá formularse por escrito y estar
motivada; sólo se considerará como formulada una vez que se haya realizado el pago de la tasa de
oposición (art◦ 99.1 del Convenio sobre concesión de Patentes Europeas).
Venta de fascı́culos: Oficina Española de Patentes y Marcas. C/Panamá, 1 – 28036 Madrid
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DESCRIPCION
Estructuras de tántalo con poros abiertos para
implantes óseos esponjosos y para receptores de
células y de tejidos.
La presente invención se refiere a un material
compuesto útil como un sustituto óseo para los
implantes de huesos y recepción de tejido celular
y, a un método de producción de un material compuesto útil como un sustituto óseo para implantes
de huesos y recepción de tejido celular.
La necesidad de un sustituto óseo canceloso
y/o material receptivo celular y de tejido es significativa. Por ejemplo, los auto-injertos cancelosos
proporcionan un armazón poroso dentro del cual
se produce la revascularización y contra el cual
se coloca en capas el hueso nuevo, y proporciona
también una población de células osteoprogenitoras y un complemento de factores de inducción de
crecimiento óseo. No obstante, el injerto requiere
cirugı́a para obtener el material, y es deseable un
sustituto viable. Es de interés aquı́ el concepto
de implantes biocompatibles artificiales. Estudios
prolongados durante las pasadas dos décadas han
mostrado que para duplicar el éxito de los injertos
cancelosos, un implante deberı́a servir como un
armazón poroso. Efectivamente, la investigación
anterior demostró que un material poroso interconectado es tolerado por el cuerpo, e incita al
nuevo crecimiento óseo, mejor que el mismo material en forma sólida.
La sustitución de hueso y de tejidos enfermos,
destruidos o degenerativos requiere tiempo y recursos financieros de un segmento grande de la
comunidad quirúrgica, tanto en medicina como
en odontologı́a. El trabajo clı́nico y cientı́fico
está dirigido a facilitar la regeneración de los tejidos en pacientes afectados, de forma que puedan reanudarse las funciones biomecánicas y fisiológicas. En algunos pacientes, se puede conseguir el restablecimiento completo de la función
con tejidos normales, mientras que en otros, las
prótesis son fijadas biológicamente para restablecer la función. La ciencia especializada dedicada
al estudio de substancias utilizadas para los implantes en medicina y odontologı́a, biomateriales,
es un campo joven que se ha ampliado enormemente en los últimos 20 años. Durante el mismo
periodo, la implantologı́a dental ha evolucionado
a partir de ensayos previos por algunos entusiastas hasta una rama completamente reconocida de
la odontologı́a.
Aunque son indispensables para la supervivencia, los mecanismos de defensa naturales del
cuerpo, por los que son rechazados los materiales identificados como no autónomos, han sido el
justo castigo de los cirujanos que utilizan prótesis
o dispositivos implantables. Es necesario reducir
al mı́nimo el mecanismo de rechazo tanto como
sea posible. Se han identificado algunos biomateriales que tienen reacciones aparentemente limitadas con respecto a los mecanismos de defensa del
cuerpo. Estos materiales pueden colocarse sobre
un continuo que se extiende desde el reactivo relativamente quı́mico hasta completamente no reactivo o pasivo. Generalmente, cuanto más no reactivo es el material en vivo, mejor es la actuación
que puede esperarse.
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Hacer coincidir los requerimientos biomecánicos requeridos para un implante con el entorno
de los tejidos circundantes ha sido un reto formidable. Un progreso significativo se produjo resolviendo este problema a principios de los 70,
cuando se reconoció por primera vez la importancia de la porosidad. El trabajo posterior mostró que ciertos parámetros fı́sicos de la porosidad afectan al tipo de tejido y a la velocidad de
crecimiento. Se encontró que el grado de interconectividad y el tamaño nominal eran factores
crı́ticos en la determinación del éxito de un implante. Se encontró que la interconectividad máxima, o la ausencia de “extremos muertos” facilitaban el crecimiento. Estos estudios mostraron
que los tamaños de los poros menores de 10 µm
previenen el crecimiento de células; los tamaños
de los poros de 15-50 µm incitan el crecimiento
fibrovascular; los tamaños de los poros hasta 50150 µm dan lugar a formación de ostenoides; y los
tamaños de los poros mayores de 150 µm facilitan
el crecimiento de hueso mineralizado.
El crecimiento óseo en los huecos de un material poroso proporciona fijación ideal del esqueleto
para los implantes permanentes utilizados para la
sustitución de segmentos óseos perdidos debido
a cualquier número de razones, o en prótesis de
unión total. La compatibilidad biológica, el contacto ı́ntimo con el hueso circundante, y la estabilidad adecuada durante el periodo previo del
crecimiento óseo han sido identificados como requerimientos importantes, junto con la porosidad
adecuada. El material poroso óptimo deberı́a tener buena resistencia contra grietas, particularmente bajo impacto, y una adaptación comparable con la del hueso. El material deberı́a hacer
fácil también la fabricación de implantes de dimensiones precisas, y permitir la fabricación de
revestimientos o bien gruesos o finos sobre núcleos
que llevan carga.
Un requisito previo para la crecimiento con
éxito es que el implante debe colocarse próximo
al hueso viable. De hecho, la presencia de hueso
dentro del implante es una evidencia presuntiva
de las propiedades osteoconductivas; es decir, la
capacidad del hueso para crecer dentro de una
estructura porosa cuando la estructura está colocada próxima al hueso. Inicialmente, las células
que se conectan con el implante se convierten en
óseas, después, la parte delantera del hueso regenerado progresa dentro del implante. Este proceso se conoce como óseointegración, que significa
el alcance del contacto directo entre hueso vivo y
el implante.
La investigación, desarrollo, y fabricación de
los implantes porosos sintéticos que tienen las
propiedades fı́sicas requeridas para promover el
crecimiento de entrada óseo han probado ser una
tentativa. Los implantes con superficies porosas
de materiales metálicos, cerámicas, poliméricos o
compuestos han sido estudiados ampliamente durante las dos últimas décadas. Un avance muy significativo en este área se produjo con el desarrollo
de los materiales “replamineforma”, denominados
ası́ debido a que hacen la réplica de formas de
vida reales. Estos materiales están basados en la
microestructura tridimensional de ciertos invertebrados marinos (representados mejor por corales
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y equinoides), que es uniforme y completamente
permeable. El proceso de “replamineforma” utiliza la microestructura de invertebrados como una
plantilla para formar estructuras porosas de otros
materiales.
La substancia utilizada más comúnmente para
biomateriales porosos es hidroxiapatita de calcio
(HA), que es el constituyente óseo quı́mico más
grande del hueso. Otros materiales no metálicos
utilizados frecuentemente en forma porosa para
implantes incluyen las cerámicas fosfato tricálcico
(TCP), aluminato de calcio, y alúmina, carbono;
varios polı́meros, incluyendo polipropileno, polietileno, y polioximetileno (delrin); y polı́meros
reforzados o revestidos con cerámica. Desafortunadamente, las cerámicas, aunque fuertes,
son muy brillantes y con frecuencia se fracturan
fácilmente bajo carga; y los polı́meros, aunque
poseen buena ductilidad, son extremadamente
débiles. La buena naturaleza de estos materiales puede limitar sus aplicaciones dentales y ortopédicas clı́nicas.
Por otro lado, los metales combinan alta resistencia y buena ductilidad, haciéndolos materiales
candidatos atractivos para implantes (y efectivamente, los más adecuados para aplicaciones que
llevan carga). Algunos implantes dentales y ortopédicos contienen metal, con más frecuencia titanio o varias aleaciones tales como acero inoxidable o vitalio (cobalto-cromo-molibdeno). Los metales revestidos con cerámica se utilizan también,
tı́picamente HA o TCP sobre titanio. Adicionalmente, se utilizan una gran variedad de metales
internamente en los componentes biomédicos tales como alambre, tubo, y marcadores radiopacos.
No obstante, algunos biomateriales metálicos
existentes no conducen fácilmente por sı́ mismos a
la fabricación en las estructuras porosas que son
las más deseadas para los implantes óseos. Estos materiales (por ejemplo, aleaciones basadas en
acero inoxidable, y cobalto) muestran las propiedades necesarias y biocompatibilidad, mientras es
necesaria solamente una configuración uniforme,
voluminosa en un estado metalúrgicamente perfecto. El maquinado u otro tratamiento necesario
para obtener una configuración porosa o con textura superficial para el interbloqueo con tejido de
esqueleto puede tener un efecto perjudicial sobre
las propiedades y la biocompatibilidad, y puede
incluso dar lugar a fallo del material. Por ejemplo, la estructura del cristal hexagonal de titanio
es susceptible de grietas y fracturas, como se ha
visto en el caso de implantes dentales. Algunos
materiales metálicos porosos (por ejemplo, titanio
pulverizado con flameado o plasma, materiales de
metalurgia del polvo sinterizados porosos), no se
adaptan a la estructura de hueso canceloso suficientemente bien para asegurar el crecimiento y
la integración con éxito. Además, la mayorı́a de
los metales y aleaciones normalmente en uso son
objeto de un cierto grado de corrosión en un medio biológico. Finalmente, las altas densidades de
los metales pueden hacerlos indeseables desde el
punto de vista del peso.
Por el documento FR-A-2566272 se conoce un
implante quirúrgico en forma de un bloque de
substrato de célula cerrada de carbono densificado que es revestido con pelı́culas de nitruro,
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carburo, óxido o sulfuro.
El documento US-A-4.846.834 describe un
implante de tejido blando que comprende una
porción de cuerpo principal flexible que tiene superficies que miran hacia el tejido y una capa fina
de titanio puro que cubre las superficies que miran
hacia el tejido. Adicionalmente, dicho documento
describe un método para promover la adhesión de
tejido para implantes de tejido blando. En particular, los poros de un substrato polimérico poroso
son revestidos con una capa fina de titanio puro.
Un objeto de la presente invención es proporcionar un material compuesto mejorado útil como
un sustituto óseo para implantes óseos y para proporcionar un método de producción de un material compuesto mejorado.
De acuerdo con la presente invención, este objeto se resuelve por un material compuesto útil
como un sustituto óseo para implantes óseos y
recepción de tejido celular de acuerdo con la reivindicación 1 y por un método de producción de
un material útil como un sustituto óseo para implantes de hueso y recepción de tejido celular de
acuerdo con la reivindicación 13.
Las formas de realización preferidas son indicadas en las reivindicaciones dependientes respectivas.
Los nuevos materiales son los que permiten
el diseño de sustituciones innovadoras y cada
vez más biocompatibles, para tejidos humanos
dañados. Preferentemente, la espuma de carbono reticulada de células abiertas es infiltrada
con tántalo por el proceso de deposición de vapor
quı́mico (CVD). Deberı́a indicarse que también
puede utilizarse niobio, que tiene propiedades
quı́micas y mecánicas similares al tántalo, ası́
como aleaciones adecuadas de tántalo y niobio. Por ejemplo, otros metales tales como niobio, hafnio y/o tungsteno podrı́an alearse con
el tántalo y el hafnio y/o tungsteno con niobio
para cambiar el módulo y/o la resistencia. Por
tanto, cualquier referencia al tántalo no se entiende como una exclusión de otros materiales.
La espuma de carbono es infiltrada por deposición de vapor quı́mico (CVD). La estructura
porosa fuerte, de peso ligero, resultante, que imita
a la microestructura de hueso canceloso natural
actúa como una matriz para la incorporación de
hueso o recepción de células y tejido. Los poros de la matriz son conectados entre sı́ para formar canales continuos, uniformes sin extremos
muertos. Esta red compleja de poros conectados
entre sı́ proporciona permeabilidad óptima y un
área superficial alta para incitar el crecimiento de
células y tejido, la vascularización y la deposición
de hueso nuevo.
El resultado es un nuevo biomaterial que,
cuando se coloca próximo al hueso o tejido, sirve
inicialmente como una prótesis y funciona entonces como un andamio para la regeneración de
tejidos normales. El nuevo biomaterial cumple
la necesidad de una modalidad del implante que
tiene una configuración controlable de forma precisa y al mismo tiempo proporciona una matriz
óptima para la célula y el crecimiento óseo. Adicionalmente, las propiedades fı́sicas y mecánicas
de la estructura de metal porosa puede adaptarse especı́ficamente a la aplicación particular
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fácilmente. Este nuevo implante ofrece el potencial para uso en aumento de reborde alveolar, periodontitis, y reconstrucción ortognática. Como
un sustituto efectivo para los autoinjertos, se reducirá la necesidad de cirugı́a para obtener estos
injertos. Esto es útil también en las aplicaciones
ortopédicas.
La presente invención puede utilizarse también para sustitución uniforme debido a la capacidad para inducir al crecimiento de tejido y hueso
incluso en la cara de las condiciones moderadamente infecciosas. Por ejemplo, un diente artificial puede unirse a un tallo de tántalo de célula
abierta y colocarse en un agujero dimensionado
adecuadamente en la mordaza. La goma se la
deja descansar con respecto al diente artificial y
parte del vástago para formar una junta.
El tántalo se seleccionó como el material
de elección basado en sus buenas propiedades
mecánicas, excelente resistencia contra corrosión,
y biocompatibilidad demostrada.
El tántalo
(número atómico 73, peso atómico 180,95, densidad 16,68 g/cm3 ) es un elemento de transición
(grupo periódico VB), un metal dúctil, fuerte
(punto de fusión 2996◦C), muy refractario, con
excelente resistencia contra oxidación y corrosión.
Estas propiedades conducen a su rápida investigación tanto en experimentos animales como humanos, como un material de implante humano potencial. La evidencia rápida de la aceptación excelente del tejido, combinada con baja corrosión
ha conducido al uso del tántalo como un material de implante quirúrgico y su uso en una variedad de aplicaciones, incluyendo electrodos de
marcapasos, alambre, lámina y malla para reparación nerviosa, placas de cranioplastia, medios
de contraste para estudios radiográficos de onda
de aire, marcadores radiopacos para seguir el crecimiento óseo, sujetadores de ligación, y más recientemente, sobre una base experimental en endoprótesis femoral.
La estructura del cristal de tántalo es cúbica
centrada en el cuerpo, ofreciendo excelente ductilidad debido a los seis planos deslizantes posibles. Es por tanto resistente contra corrosión lo
que resiste el ataque de la mayorı́a de los agentes quı́micos; los electrodos de marcapasos de
tántalo han mostrado excelente resistencia contra
corrosión tanto en vitro como en vivo. Esta inercia representa probablemente la buena compatibilidad del tejido del metal base también, mientras
que un metal noble tal como oro, aunque considerado resistente contra corrosión, no es suficientemente biocompatible debido a su superficie
catalı́tica.
Los estudios comparativos han demostrado
que el tántalo no inhibe el crecimiento de células
y efectivamente se desarrolla muy estrechamente
por nuevo tejido óseo después del implante, mientras que las aleaciones basadas en oro y cobalto
pueden mostrar crecimiento celular y provocar resorpción ósea. Con tántalo, el crecimiento óseo
ha sido demostrado correcto para y en implantes. Se ha demostrado la óseointegración completa, fuerte, de larga duración con implantes
de tántalo tanto en aplicaciones dentales como
ortopédicas, bajo condiciones tanto descargadas
como muy cargadas, para periodos de implan4
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tación durante ocho a doce años.
Adicionalmente, el tántalo tiene un módulo
elástico próximo al del hueso, mucho más próximo
a cualquiera de los otros metales y aleaciones de
alta resistencia utilizados comúnmente para implantes; esto puede contribuir bien también a
la reacción favorable con hueso. Con su mayor
ductilidad, excelente resistencia contra corrosión,
buena facilidad de trabajo, y biocompatibilidad
demostrada, el tántalo puede considerase claramente como una alternativa excelente a los metales y aleaciones actualmente en uso y bajo desarrollo para implantes óseos.
De aquı́ en adelante, la presente invención se
ilustra y explica por la descripción de la forma de
realización preferida en unión con los dibujos que
se acompañan. En los dibujos, donde:
La figura 1 es una vista en perspectiva de una
estructura de tántalo de células abiertas construida de acuerdo con una forma de realización
preferida.
La figura 2 es una vista ampliada de la superficie de la estructura de tántalo de la figura
1.
La figura 3 es una vista detallada de pequeñas
secciones del material de las figuras 1 y 2; y
La figura 4 es una ilustración de un método de
fabricación de estructura de tántalo de la forma
de realización preferida.
El hueso canceloso, o esponjoso está compuesto de una estructura de armazón de espacio poroso formada de espacios abiertos definidos
por las trabéculas interconectadas, orientadas a lo
largo de lı́neas de tensiones principales. Al nivel
microestructural, las trabéculas están compuestas de capas de hueso laminar. El hueso canceloso tiene propiedades mecánicas anisotrópicas, es
decir, comportamiento estructural diferente a lo
largo de distintas orientaciones. A lo largo del
eje de los canales principales, el hueso canceloso
muestra comportamiento elástico con fallo frágil
repentino en la carga de tracción última. Cuando
se carga con una fuerza de tracción cuya lı́nea
de acción es desviada con respecto al eje del canal del hueso, la curva de deformación de tensión
es parabólica con deformación plástica y mayor
absorción de energı́a. Es por tanto más rı́gido
(tiene módulos de tracción y compresión más altos) pero falla a una deformación inferior cuando
se carga paralelo a la dirección espicular predominante que cuando se carga en otras direcciones.
Estas propiedades son importantes debido a que
sirven para absorber el choque y distribuyen carga
en la proximidad de las superficies articulares de
las juntas.
Cualquier material que se utilice como un sustituto para hueso canceloso debe permitir por
tanto la deformación elástica y la distribución de
carga. Adicionalmente, el material no debe producir concentraciones de carga, particularmente
si se colocan próximas a la superficie subyacente
del cartı́lago articular, ya que podrı́a incrementar
las tensiones locales sobre la superficie articular y
conducir a desgaste y daño de la superficie.
El hueso canceloso demuestra la remodelación
de comportamiento de acuerdo con la Ley de
Wolff: es decir, dándose la forma, el hueso se
adapta a las cargas aplicadas por ella. Lo in-
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verso es correcto también, e igualmente importante: donde las cargas no se aplican, el hueso
tiende a reabsorberse. Un implante, entonces,
debe distribuir las tensiones a lo largo de su estructura, el hueso en crecimiento y el hueso circundante con el fin de evitar la resorpción del
hueso y el debilitamiento provocado por la protección contra tensión.
La densidad del hueso canceloso es 0,7 g/cm3 ;
su módulo de tracción 0,2-0,5 GPa; resistencia
a la tracción 10-12 MPa; y deformación hasta
fallo 5-7 %. Comparado con el hueso cortical, el
hueso canceloso es 1/3-1/4 veces más denso (indicando su naturaleza porosa); 1/10-1/20 veces más
rı́gido; y cinco veces más dúctil. Las propiedades mecánicas de los dos tipos, aunque, representan realmente un continuo, reflejando el comportamiento de un material relativamente uniforme
(hueso) modificado por diferencias en densidad y
estructura.
Basado en experimentos con implantes de hidroxiapatita, el crecimiento y la maduración de
nuevo hueso son más rápidos a partir de una
región de hueso canceloso que a partir de hueso
cortical, alcanzando con la interfase de implante
de tejido resistencia a cizallamiento máxima en
perros en 8 semanas. El proceso puede durar
más tiempo en humanos, siendo posible todavı́a
la remodelación hasta 2 años después de la operación. Los diseños inadecuados del dispositivo
pueden producir remodelación de protección contra tensión continuada durante 9-10 años después
de la operación.
Los materiales para implantes óseos o de hueso
deben ser rı́gidos y resistentes a tracción, al
mismo tiempo que eviten la auto-concentración
de tensiones que dan lugar a protección contra
tensión. Además, los implantes óseos deberı́an
residir idealmente en el hueso sin interferir con
la remineralización del hueso, proceso natural
por el que el cuerpo rellena el hueso. El implante deberı́a ser capaz de configurarse y colocarse de forma precisa para la conexión y actuación óptimas. Finalmente, la no-resorpción
serı́a una calidad beneficiosa para implantes utilizados en aplicaciones que llevan carga, y/o estos
en los que no es posible el crecimiento completo
de hueso.
La crı́tica a la actuación de un implante poroso
es la integración de su interconectividad. Esto es
esencial debido a las limitaciones entre los poros,
y las bolsas aisladas, muertas pueden limitar el
soporte vascular con respecto a los tejidos en crecimiento; isquemia de las células óseas en crecimiento da lugar a fallo del implante. La vascularización incompleta o una reducción en la neovascularidad hace también un implante vulnerable
a la colonización bacteriana. Los implantes que
carecen completamente de porosidad interconectada pueden dar lugar también a mineralización
aberrante, protección de tensión, resistencia a la
fatiga baja, y/o desplazamiento de masa.
La estructura metálica de célula abierta de la
presente invención ofrece porosidad tridimensional muy interconectada que es uniforme y consistente, una estructura excepcionalmente similar a la de un hueso canceloso natural. De este
modo, es superior para otros materiales de im-
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plante metálico poroso, cuya “porosidad” se produce artificialmente a través de alguna forma de
tratamiento superficial que no de lugar a una porosidad abierta, efectivamente completa. Ejemplos de estos métodos incluyen revestimientos porosos macroscópicos (por ejemplo, microesferas
metálicas o alambres sinterizados o por otro lado,
fijados a una superficie en masa); la porosidad superficial microscópica (por ejemplo, partı́culas de
polvo metálico pulverizadas por flameado o por
plasma) y las ondulaciones superficiales controladas maquinadas dentro una superficie en masa.
Aunque ciertos materiales cerámicos porosos
ofrecen porosidad completa (por ejemplo, el proceso “replamineforma” para la hidroxiapatita),
tienen propiedades inferiores a los metales, como
se describe previamente. La estructura del metal
de célula abierta es osteoconductiva como otros
implantes porosos. Además, existe fácilmente
biocompatibilidad, basada en la bicompatibidad
demostrada del tántalo.
Permitir una mineralización completa es otra
propiedad extremadamente imposible requerida
para materiales substitutos de hueso. El proceso muy organizado de formación de hueso es
un proceso complejo y no se comprende completamente. No obstante, existen ciertos requisitos previos para la mineralización, tales como el
tamaño adecuado del poro, presumiblemente más
grande que 150 µm con tamaño de interconexión
en el intervalo de 75 µm. Un diámetro de los poros de 200 µm corresponde con el diámetro medio
de una osteona en hueso humano, mientras que un
diámetro de los poros de 500 µm corresponde con
el hueso canceloso remodelado. Las estructuras
metálicas de célula abierta de la forma de realización pueden fabricarse virtualmente cualquier
porosidad y tamaño de los poros deseados, y pueden coincidir completamente con el hueso natural
circundante con el fin de proporcionar una matriz
óptima para crecimiento y mineralización. La estrecha coincidencia y la flexibilidad tales no están
disponibles generalmente con otros materiales de
implante poroso.
Un cuestión planteada con un implante debe
ser el potencial para protección contra tensión.
De acuerdo con la ley de Wolff, el hueso crece
donde sea necesario (es decir, donde exista una
tensión). La tensión sobre un hueso estimula
normalmente este hueso para que crezca. Con
un implante, se crea principalmente el campo de
tensión/deformación en el tejido alrededor de un
implante que controla la remodulación de interfase. La protección contra tensión se produce
cuando un implante demasiado rı́gido lleva las
tensiones que se aplicaron previamente al hueso
en este área; esto puede dar lugar a la inhibición
de la mineralización y maduración del hueso en
crecimiento, y/o a la resorpción del hueso natural existente.
Un implante debe distribuir, por tanto, las
tensiones a lo largo de su estructura, el hueso en
crecimiento, y el hueso de alrededor con el fin
de evitar la resorpción del hueso y debilitamiento
provocado por la protección contra tensión. Debido a que los metales son más fuertes que el
hueso natural, esto parecerı́a ser una cuestión a
tener en cuenta con un implante metálico ya que
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el implante se enfocarı́a el mismo y llevarı́a directamente la mayor parte de las cargas locales
y tensiones que se colocarı́an originalmente sobre
el hueso, privando por tanto, tanto al hueso existente como al nuevo hueso de estas fuerzas que, en
efecto, ayudan a mantenerlo a resistencia óptima.
No obstante, la estructura única y propiedades
de las estructuras del metal de célula abierta de
la presente invención, evitan este inconveniente
completamente. Las pelı́culas finas depositadas
funcionan como una retı́culo dentro del cuerpo
metálico poroso, contribuyendo en gran medida
en sus propiedades mecánicas excepcionales con
respecto a la estructura. Un resultado de este
efecto es que las cargas impuestas son distribuidas a lo largo de todo el cuerpo. En el caso de un
implante óseo metálico de célula abierta, se distribuyen las tensiones tanto en el nuevo hueso en
crecimiento como el hueso existente circundante
también, proporcionando por tanto el hueso tanto
nuevo como el antiguo con las fuerzas saludables
normales que requieran.
De hecho, con la capacidad para diseñar estrechamente las propiedades de la estructura
metálica de célula abierta durante el proceso de
fabricación, un implante puede diseñarse para distribuir las tensiones en una(s) dirección(es) dadas, dependiendo de las necesidades de la aplicación especı́fica fácilmente. La adhesión del
hueso regenerado al implante ayuda también en la
transferencia de tensiones directamente al hueso
dentro y alrededor del implante; esta participación en la bio-función es una consecuencia de
la naturaleza compuesta de la estructura implante/hueso. La ventaja de estas estructuras
metálicas sobre otros materiales de implante poroso es especialmente importante en este área.
Las cerámicas carecen de propiedades mecánicas
suficientes para compartir con ellas, y ningún material de implante corriente, ya sea cerámica o metal, posee las propiedades únicas de la estructura
metálica como se describe aquı́.
De acuerdo con la forma de realización preferida, las estructuras refractarias de peso ligero
útiles están formadas por la deposición de vapor
quı́mico (CVD) de una pequeña cantidad de material metálico tal como tántalo o niobio (o combinación de estos materiales con otros materiales
para formar aleaciones) en una espuma de carbono vı́trea (porosa) reticulada. La densidad del
cuerpo resultante se mantiene a propósito a densidad total substancialmente baja, dando lugar a
una estructura con propiedades extremadamente
favorables. El proceso básico implica el uso de
una espuma de carbono de baja densidad, que es
infiltrada con el material deseado por CVD para
proporcionar pelı́culas finas uniformes sobre todos los ligamentos. Estas pelı́culas finas proporcionan resistencia y rigidez excepcionales a los ligamentos, con el gasto de muy poco peso. Las
pelı́culas CVD finas pueden proporcionar propiedades mecánicas mucho más altas que los materiales de masa. Tales materiales en forma casi
de panal de abeja tienen resistencia y rigidez especı́ficas notablemente altas.
Este proceso no tiende a densificar el cuerpo
completamente, aunque es posible hacerlo ası́, y
las partes útiles pueden fabricarse de este modo.
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En la presente invención, solamente las pelı́culas
finas son depositadas sobre las superficies interiores de la espuma de carbono vı́trea, tomando
la ventaja de las propiedades mecánicas no usuales aparentes de las pelı́culas finas que, cuando
funciona como un retı́culo en el cuerpo como conjunto, producen propiedades inusuales para todo
el cuerpo. El uso de un carbono poroso con porosidad extremadamente alta y tamaño de poro
pequeño toma la ventaja no solamente de las propiedades de las pelı́culas finas, sino también de los
haces cortos.
Es importante indicar que la integridad estructural de la estructura fabricada es proporcionada por las propias pelı́culas finas depositadas, en lugar de por el substrato de espuma
de carbono. Estas pelı́culas tienen módulos de
elasticidad mucho más altos que las secciones finas de carbono vı́treo en el substrato de espuma.
Puesto que las pelı́culas depositadas son ası́ de
finas y cortas, muestran gran resistencia, a diferencia de la alta resistencia experimentada en
fibras o filamentos muy finos. Su soporte de la
carga mecánica asegura que no se produce fallo
en el carbono.
Las estructuras metálicas de célula abierta de
la presente invención son fabricadas utilizando la
combinación de pelı́cula de metal de tántalo y
substrato de carbono, con la pelı́cula depositada
por CVD, para formar la estructura mostrada en
la figura 1 que imita al hueso estrechamente teniendo espacios abiertos 100 conectados entre sı́
por ligamentos 102. Con las variables disponibles tanto en los materiales como en proceso de
fabricación, es posible obtener la optimización simultánea de propiedades múltiples (por ejemplo,
resistencia, rigidez, densidad, peso) para la aplicación dada de substitución de hueso. Las figuras 2 y 3 son microfotografı́as de exploración
electrónica que muestran la estructura de ligamentos de la espuma de carbono reticulada infiltrada con metal y un ligamento revestido individual en sección transversal, respectivamente. En
la figura 3, puede observarse que cada ligamento
está formado por un núcleo de carbono 104 cubierto por una pelı́cula fina 106 de metal tal como
tántalo, niobio o aleaciones de cada uno de ellos.
Otra ventaja principal de la estructura de metal de célula abierta de la presente invención es
que es fácilmente configurable hasta aproximadamente cualquier configuración, simple o compleja, configurando simplemente el substrato de
carbono bruto antes de la infiltración de metal.
Esto facilita el contorno exacto del implante para
la aplicación especı́fica y la posición; se mejora
la colocación precisa y se previene el desplazamiento de masa. Adicionalmente, parece ser que
cualquier configuración/rectificación final necesarias en cirugı́a puede alcanzarse en el dispositivo
final utilizando equipo dental u ortopédico convencional disponible en el momento de la cirugı́a.
Las condiciones óptimas para la curación de
la rotura y estabilidad a largo plazo pueden coincidir si puede diseñarse un implante que permita
la inmovilidad a lo largo de todas las conexiones
necesarias para un anclaje estable, excluyendo de
este modo (hasta la mayor extensión posible) todas las influencias externas sobre el proceso de
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remodelación y permitiendo el control del campo
de tensión/deformación local.
Siguiendo el implante y el crecimiento de tejido inicial, el dispositivo de espuma metálica permanece donde está colocado sin ayudantes de retención, una reflexión de contorno preciso y el
crecimiento rápido del tejido fibrovascular para
prevenir la dislocación. Una venda entre el hueso
y el implante estabiliza el implante y previene
el aflojamiento. Estos implantes no necesitaran
por tanto mantenerse colocados por otros medios
(por ejemplo, suturas o cemento); además, el crecimiento de una junta de unión hueso con hueso
natural es potenciado por la naturaleza del propio implante. El crecimiento del tejido no deberı́a
ser un factor de contribución con respecto a la
retención del dispositivo durante un periodo siguiendo la implantación, no obstante, hasta que
se hubiera producido una cantidad substancial de
crecimiento.
La capacidad para hacer un contorno preciso
del dispositivo, junto con su textura de superficie “similar al Velcro” que proporciona contacto
multipunto con el tejido circundante, es de cierta
ayuda en la retención, aunque pueden ser todavı́a necesarios ayudantes mecánicos en primer
lugar. Si es necesario, las suturas parecerı́an prestarse ellas mismas también a uso con la estructura
metálica de célula abierta, mientras que los estudios de compatibilidad con cemento y otros ayudantes de adhesión se han identificado como un
área de investigación futura.
La adopción clı́nica a gran escala del injerto
de hueso sobre el reborde alveolar y para cierta reconstrucción ortognática ha sido impedida por el
problema bien establecido de la resorpción. Los
implantes de hidroxiapatita se someten a cierto
grado de disolución quı́mica, limitando con frecuencia su efectividad como implantes de hueso
poroso. Los estudios han mostrado que la degradación demasiado rápida puede inhibir la regeneración continua de hueso a lo largo de todo el
implante. Un implante no reabsorbente, permanente puede ofrecer mantenimiento de aumento
de larga duración y solucionar de este modo el
problema de resorpción. No obstante, los implantes permanentes pueden ser vulnerables a infección, aflojamiento, o extrusión debido a una
falta de compatibilidad quı́mica o biomecánica
y/o crecimiento celular completo.
Un implante metálico de célula abierta, que es
metálico, no se someterá a resorpción, y su biocompatibilidad completa prevista y la osteoconductividad hará que tales cuestiones sean dudosas. La no-resorpción es beneficiosa también en
las aplicaciones que llevan carga, donde no puede
alcanzarse el crecimiento completo del hueso;
la presencia continuada de las estructuras de
tántalo, con sus propiedades mecánicas superiores, es beneficiosa en circunstancias de este tipo.
Las ventajas de la estructura metálica de
célula abierta para los implantes de huesos se resumen de la siguiente manera:
a. de peso ligero, de baja densidad
b. muy fuerte
c. biocompatible
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d. porosidad tridimensional, uniforme, altamente interconectada con fracción de huecos alta; estructura similar al hueso canceloso natural, con osteoconductividad resultante
e. fabricable virtualmente para cualquier
tamaño de poro/porosidad deseada
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f. excelentes propiedades mecánicas
g. cargas impuestas distribuidas a lo largo
de toda la estructura y tanto en el nuevo
hueso que crece como en el hueso circundante existente también, evitando la protección contra tensión
g. fácilmente configurable en la mayorı́a de las
configuraciones deseadas
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h. no reabsorbente
i. aproximadamente todas las propiedades fı́sicas y mecánicas pueden adaptarse a una
aplicación especı́fica, debido al número de
variables de fabricación disponibles que deben manipularse, y a la versatilidad del proceso CVD.
La figura 4 ilustra un aparato para depositar
el metal, tal como tántalo, sobre el substrato de
espuma de carbono. Una cámara de reacción 200
encierra una cámara de cloración 202 y un horno
de pared caliente 204. Un calentador de resistencia 206 rodea la cámara de cloración 202 y una
bobina de calentamiento por inducción 208 rodea
la cámara de reacción 200 para calentar el horno
de pared caliente 204.
El metal tántalo 210 está situado dentro de la
cámara de cloración 202 y un substrato de espuma
de carbono 212 está colocado dentro del horno de
pared caliente. El gas de cloro, como se muestra
por la flecha 214 es inyectado dentro de la cámara
de cloración 202 para hacerlo reaccionar con el
tántalo para formar cloruro de tántalo, como se
muestra por las flechas 216. El cloruro de tántalo
se mezcla con hidrógeno inyectado en la cámara
200 como se muestra por la flecha 220 y después
pasa a través de una abertura 218 en el horno
de pared caliente 204. La mezcla se calienta dentro del horno de pared caliente de una temperatura de aproximadamente 1100◦C para producir
la siguiente superficie de reacción TaCl5 +5/2 H2
→Ta+5 HCl. La reacción superficial deposita el
tántalo sobre el substrato de espuma de carbono
212 para producir la pelı́cula fina uniforme sobre
los ligamentos individuales del substrato como se
muestra en la figura 3. El Cloruro de Hidrógeno
se escapa entonces como se muestra por la flecha
222.
Deberı́a apreciarse que aunque el substrato
212 se ha indicado que es carbono, pueden utilizarse otros materiales carbonosos, tales como
grafito. Adicionalmente, pueden utilizarse también otros materiales de célula abierta, tales como
cerámica a alta temperatura. Además, pueden
depositarse otras capas sobre el substrato, tal
como capas intermedias para proporcionar resistencia adicional. Otros aspectos de la invención
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podrı́an ser la incorporación de un núcleo de material sólido, tal como tántalo o niobio o aleaciones de cada uno, con el substrato poroso ajustado
alrededor del núcleo sólido y con la deposición
posterior de metal que no solo cubre el substrato
sino que bloquea también el substrato poroso con
respecto al núcleo sólido.
Aunque la presente invención se ha descrito
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con referencia a un método de fabricación particular, tal como deposición de vapor quı́mico, pueden utilizarse otros métodos de fabricación. Por
ejemplo, puede utilizarse la electrodeposición por
electrólisis de sal fundida para depositar el tántalo
sobre el substrato de carbono.
La invención, por tanto, debe limitarse solamente por las reivindicaciones adjuntas.
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REIVINDICACIONES
1. Un material compuesto útil como un sustituto óseo para implantes de hueso y recepción de
tejido celular, que comprende:
un substrato reticulado de células abiertas de
un material de espuma substancialmente rı́gido,
que tiene poros continuos conectados entre sı́ que
están adaptados en tamaño al tamaño de los poros de un hueso natural circundante, permitiendo
ası́ el crecimiento del hueso, y
una pelı́cula de material metálico que cubre
substancialmente todos los poros del substrato,
para formar un biomaterial compuesto de porosidad interconectada, que es similar a la geometrı́a
del hueso canceloso natural.
2. El material de la reivindicación 1, donde
los poros tienen de 150-500 µm de diámetro.
3. El material de la reivindicación 1, donde
el substrato de material de espuma substancialmente rı́gida es un material carbonoso.
4. El material de la reivindicación 3, donde el
material carbonoso es carbono.
5. El material de la reivindicación 3, donde el
material carbonoso es grafito.
6. El material de la reivindicación 1, donde
el substrato de material de espuma substancialmente rı́gido es un material de cerámica.
7. El material de la reivindicación 1, donde
el substrato reticulado de células abiertas de material de espuma substancialmente rı́gida es un
material de cerámica refractaria.
8. El material de la reivindicación 1, donde
la pelı́cula de material metálico está compuesta
substancialmente de tántalo.
9. El material de la reivindicación 1, donde
la pelı́cula de material metálico está compuesta
substancialmente de una aleación de tántalo.
10. El material de la reivindicación 1, donde
la pelı́cula de material metálico está compuesta
substancialmente de niobio.
11. El material de la reivindicación 1, donde
la pelı́cula de material metálico está compuesta
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substancialmente de una aleación de niobio.
12. El material de la reivindicación 1, donde
el substrato reticulado de células abiertas de material de espuma substancialmente rı́gido es un
material carbonoso y la pelı́cula del material
metálico está compuesta de tántalo.
13. Un método de producción de un material compuesto útil como un sustituto óseo para
implantes y recepción de tejido celular, que comprende las etapas de:
proporcionar un substrato reticulado de
células abiertas de material de espuma substancialmente rı́gido, teniendo poros continuos conectados entre sı́ que están adaptados en tamaño al
tamaño de los poros de un hueso natural circundante, permitiendo ası́ el crecimiento del hueso;
y
depositar una pelı́cula de material metálico
que cubre substancialmente todos los poros del
substrato, para formar un biomaterial compuesto
de porosidad interconectada que es similar a la
geometrı́a del hueso canceloso natural.
14. El método de la reivindicación 13, donde
los poros tienen de 150-500 µm de diámetro.
15. El método de la reivindicación 13, donde
el substrato reticulado de células abiertas de material de espuma substancialmente rı́gido se selecciona del grupo que consta de carbono, grafito y
cerámica.
16. El método de la reivindicación 13, donde
la pelı́cula de material metálico se selecciona
del grupo que consta de tántalo, aleaciones de
tántalo, niobio y aleaciones de niobio.
17. El método de la reivindicación 13, donde
dicha etapa de deposición de una pelı́cula de material metálico sobre substancialmente todos los
ligamentos del substrato se realiza mediante deposición de vapor quı́mico.
18. El método de la reivindicación 13, donde
el substrato reticulado de células abiertas de
material de espuma no metálico, substancialmente rı́gido es carbono y la pelı́cula de material
metálico es tántalo.
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NOTA INFORMATIVA: Conforme a la reserva
del art. 167.2 del Convenio de Patentes Europeas (CPE) y a la Disposición Transitoria del RD
2424/1986, de 10 de octubre, relativo a la aplicación
del Convenio de Patente Europea, las patentes europeas que designen a España y solicitadas antes del
7-10-1992, no producirán ningún efecto en España
en la medida en que confieran protección a productos quı́micos y farmacéuticos como tales.
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Esta información no prejuzga que la patente esté o
no incluı́da en la mencionada reserva.
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