ES2205056T3

ES2205056T3 - Material osteosintetico, material para implantes compuesto y procedimiento para preparar los mismos.

Info

Publication number: ES2205056T3
Application number: ES96930407T
Authority: ES
Inventors: Yasuo Takiron Co. Ltd. Shikinami; Masaki Takiron Co. Ltd. OKUNO
Original assignee: Takiron Co Ltd
Current assignee: Takiron Co Ltd
Priority date: 1995-09-14
Filing date: 1996-09-13
Publication date: 2004-05-01
Anticipated expiration: 2016-09-13
Also published as: AU715915B2; EP0795336A1; NO972191D0; JPH11226111A; NO310136B1; DE69628632T2; US5981619A; JP3633909B2; WO1997010010A1; DE69628632D1; CA2205231C; CA2205231A1; ATE242646T1; NO972191L; JP2002325832A; EP0795336B1; JP3482991B2; EP0795336A4; AU6945396A; CN1168105A

Abstract

UN MATERIAL PARA OSTEOSINTESIS DE ALTA RESISTENCIA A LA FLEXION Y ALTA DENSIDAD, QUE CONTIENE UN MATERIAL POLIMERICO TERMOPLASTICO CRISTALINO BIODEGRADABLE O BIOABSORBIBLE, Y UN MATERIAL DE IMPLANTACION DE ALTA RESISTENCIA, QUE CONTIENE UN MATERIAL DE COMPOSITO EN DONDE SE DISPERSA UN POLVO DE BIOCERAMICA CON PARTICULAS DE UN TAMAÑO ENTRE 0,2 Y 50 {MI}M EN EL MATERIAL POLIMERICO, EN DONDE LOS CRISTALES DEL MATERIAL POLIMERICO SE ORIENTAN POR PRESION NO EN UNA DIRECCION UNIAXIAL SINO BASICAMENTE EN PARALELO RESPECTO A UNA PLURALIDAD DE EJES DE REFERENCIA; Y UN METODO DE PRODUCCION MEDIANTE UNA ORIENTACION POR PRESION QUE CONSISTE EN PREPARAR DE ANTEMANO UN MATERIAL POLIMERICO TERMOPLASTICO CRISTALINO BIODEGRADABLE O BIOABSORBIBLE O UNA MEZCLA DISPERSA DEL MATERIAL POLIMERICO Y UN POLVO DE BIOCERAMICA Y MOLDEARLO POR FUSION EN UN MATERIAL PREMOLDEADO QUE A CONTINUACION SE CARGA POR PRESION A TEMPERATURA FRIA EN UNA CAVIDAD DE UN MOLDE DE FORMACION TIPO CERRADO, CONSIGUIENDO ASI EL MOLDEO ORIENTADO. PUESTO QUE LOS MATERIALES DE OSTEOSINTESIS Y DE IMPLANTACION SON MOLDES ORIENTADOS DENSOS Y DE ALTA RESISTENCIA QUE TIENEN MENOS ANISOTROPIA EN LA QUE LOS CRISTALES SON ORIENTADOS EN PARALELO RESPECTO A UNA PLURALIDAD DE EJES DE REFERENCIA, SE PUEDEN OBTENER BIOMATERIALES ADECUADOS EXCELENTES QUE TIENEN PROPIEDADES DE HIDROLISIS APROPIADAS, PUEDEN MANTENER UNA RESISTENCIA SUFICIENTE DURANTE EL PERIODO REQUERIDO PARA LA UNION A LOS HUESOS Y SE DEGRADAN Y ABSORBEN A UNA VELOCIDAD TAL QUE NO INDUCEN REACCIONES INFLAMATORIAS TRAS LA SOLDADURA DE LOS HUESOS FRACTURADOS POR LO QUE NO ES NECESARIA OTRA OPERACION.

Description

Material osteosintético, material para implantes compuesto y procedimiento para preparar los mismos.

Campo técnico

Esta invención se refiere a los biomateriales más ideales que pueden sustituirse por el cuerpo humano y también son útiles en aplicaciones tales como huesos artificiales, articulaciones artificiales, raíces de dientes artificiales, rellenos óseos, materiales para osteosíntesis, prótesis óseas y similares, nuevos y eficaces, que tienen bioactividades que incluyen la capacidad de unión al cuerpo vivo y la inductividad de tejidos, más particularmente, a un material para osteosíntesis que tiene excelente resistencia física, que comprende un material polímero termoplástico cristalino que es degradable y absorbible en el cuerpo vivo, a un material para implantes que comprende un material compuesto que comprende el material polímero que se acaba de describir y materiales biocerámicos que tienen bioactividades y a procedimientos de producción de los mismos.

Técnica anterior

Un implante podría considerarse como uno de biomateriales ideales, si pudiera prepararse a partir de un material que sea seguro sin toxicidad y pueda estar presente en el cuerpo vivo durante un tiempo realizando sus funciones y objetivos mecánicos y fisiológicos durante el período de curación, pero se degrade y desintegre gradualmente a continuación para ser absorbido en el cuerpo vivo y excretado del mismo a través de la ruta metabólica del cuerpo vivo, de modo que la región donde estaba implantado pudiera finalmente reemplazarse por el cuerpo vivo para reconstruir las condiciones originales del cuerpo vivo.

En los últimos años, se han producido huesos artificiales, articulaciones artificiales, raíces de dientes artificiales, rellenos óseos y prótesis óseas como sustitutos de huesos y cartílagos biológicos que son tejidos duros, y materiales para la osteosíntesis con el propósito de fijar cartílagos o huesos duros fracturados en regiones respectivas, haciendo uso de diversos metales, materiales cerámicos y polímeros.

En el campo de la cirugía, tal como la cirugía ortopédica, la cirugía plástica, la cirugía torácica, la cirugía oral, la cirugía cerebral y similares, se usan placas, tornillos, pernos y similares hechos de metales o materiales cerámicos para la osteosíntesis con el objetivo de fijar y unir huesos biológicos.

Sin embargo, al ser excesivamente altos en resistencia mecánica y módulo elástico en comparación con los huesos biológicos, los materiales para osteosíntesis hechos de metales tienen los problemas de, por ejemplo, provocar un fenómeno de resistencia reducida de huesos periféricos debido a la protección del esfuerzo después del tratamiento. Además, los materiales para osteosíntesis hechos de materiales cerámicos tiene excelente dureza y rigidez, pero son frágiles, de modo que tienen el defecto fatal de que es propenso a romperse. Con respecto a los polímeros, se están haciendo intentos de mejorar sus resistencias que son generalmente inferiores que las de los huesos.

Por otra parte, materiales biocerámicos bioactivos que pueden unirse directamente a huesos se han usado en muchos casos implantándose directamente en o poniéndose en contacto con el cuerpo humano, con el propósito de recuperar o mejorar funciones biológicas.

Además, ciertos materiales biocerámicos que se unen directamente y fuertemente al cuerpo vivo y son reemplazados gradualmente por el cuerpo vivo se han estudiado continuamente debido a sus posibilidades desconocidas.

Sin embargo, aunque su rigidez y dureza son generalmente grandes, el uso de materiales biocerámicos como implantes tiene una limitación debido a sus propiedades frágiles de ser fácilmente astillados o rotos por la fuerza de impacto momentánea en comparación con el caso de los metales, de modo que se ha requerido en este campo el desarrollo de un material que tenga tenacidad pero no fragilidad.

Por otra parte, se saben varios casos acerca de polímeros que se usan como implantes en áreas periféricas de tejidos duros, tales como una resina de silicona que ha de usarse como un sustituto de cartílagos, una resina acrílica endurecible como cemento dental y cuerdas trenzadas hechas de fibras de poliéster o polipropileno para usar en ligamentos.

Sin embargo, el polietileno, el polipropileno y el politetrafluoroetileno de peso molecular ultra-alto, inerte y de alta resistencia, y los otros polímeros que han de usarse como sustitutos para tejidos duros en el cuerpo vivo, carecen significativamente de resistencia como sustitutos para huesos biológicos cuando se usan como tales. De acuerdo con esto, cuando se usan solos en huesos de sustitución o tornillos, pernos o placas con propósitos osteosintéticos, son propensos a ser dañados por su rotura, división o torsión.

En consecuencia, se han hecho intentos de producir implantes que tengan alta resistencia, haciendo uso de técnicas de combinación de plásticos.

Un material de plástico reforzado con fibra de carbono es un ejemplo de tal caso, pero no es práctico, debido a que se produce despegue entre las fibras y el material plástico cuando se implantan en el cuerpo vivo durante un período de tiempo prolongado, y las fibras de carbono desestratificadas se rompen y estimulan al cuerpo vivo a provocar inflamación.

En los últimos años, ha atraído la atención de este campo un poliortoéster (un copolímero de poli(tereftalato de butileno)-polietilenglicol) que se considera que es capaz de unirse a los huesos. Sin embargo, puesto que la resistencia de este polímero por sí misma es inferior que la de los huesos biológicos, tiene un problema que todavía sigue sin resolver, es decir si su comportamiento físico después de esta unión a los huesos en el cuerpo vivo puede o no adaptarse a los huesos biológicos.

A diferencia del caso del polímero que se acaba de describir que no es absorbible en el cuerpo vivo, el poli(ácido láctico), el poli(ácido glicólico), el copolímero de ácido láctico-ácido glicólico y la polidioxanona, que son degradables y absorbibles en el cuerpo vivo, se han empleado en el uso práctico durante mucho tiempo en el campo clínico como suturas absorbibles.

Se ha considerado mucho tiempo que si tales polímeros usados en suturas pudieran aplicarse a materiales para osteosíntesis, sería posible obtener un material para osteosíntesis que tuviera tales propiedades excelentes que la reoperación después de la curación no fuera necesaria y se efectuara la reconstrucción de tejidos biológicos después de la absorción y la desaparición del polímero.

En vista de tal expectativa, se han efectuado estudios activamente sobre el uso de los polímeros biodegradables y bioabsorbibles mencionados previamente, como materiales para osteosíntesis.

Por ejemplo, se han propuesto y se han usado en el campo clínico dispositivos de tipo autorreforzado para osteosíntesis en los que se funden fibras de poli(ácido glicólico) (Patente de EE.UU. 4.968.317, memoria descriptiva), pero sus desventajas también se han señalado, esto es, se degradan rápidamente y, aunque es raro, las fibras fusionadas se desestratifican y los trozos finos de las fibras desestratificadas estimulan a su región circundante en el cuerpo vivo a provocar inflamación.

Además, una solicitud de patente japonesa publicada no examinada (Kokai) Nº 59-97654 describe un método para la síntesis de un poli(ácido láctico) y un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico que pueden usarse como dispositivos biodegradables y bioabsorbibles para osteosíntesis, pero sólo muestra el propio producto de polimerización como un ejemplo del material para osteosíntesis, no describe nada acerca del procedimiento de moldeo del material y no muestra intentos de mejorar su resistencia hasta un grado similar al de los huesos humanos.

En consecuencia, con el objetivo de mejorar tal resistencia, se han hecho propuestas sobre un método para la producción de pernos para osteosíntesis en el que un material polímero biodegradable y bioabsorbible, tal como de poli(ácido láctico) o similares, que contiene una pequeña cantidad de hidroxilapatito (que ha de denominarse simplemente HA aquí en lo sucesivo) se moldea y a continuación se estira y se orienta en la dirección del eje longitudinal con calentamiento (una solicitud de patente japonesa publicada no examinada (Kokai) Nº 63-68155) y sobre un material para osteosíntesis que se obtiene un producto moldeado de un poli(ácido láctico) o copolímero de ácido láctico-ácido glicólico de alto peso molecular que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 200.000 o más después de su moldeo en estado fundido (una solicitud de patente japonesa publicada no examinada (Kokai) Nº 1.198553).

En los materiales y los pernos para osteosíntesis obtenidos mediante estos métodos, el eje cristalino (eje molecular) de los materiales polímeros está básicamente uniaxialmente orientado en la dirección del eje longitudinal, de modo que se mejoran su resistencia a la curvatura y resistencia a la tracción en la dirección del eje longitudinal. Particularmente, el último caso de material para osteosíntesis que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 200.000 o más después de su moldeo por fusión es práctico, debido a que muestra una resistencia tal alta incluso en su relación de estiramiento baja que no se produce la fibrilación.

Sin embargo, en el caso de materiales para osteosíntesis obtenidos estirando básicamente sólo en la dirección del eje longitudinal, las moléculas (cristales) se orientan básicamente sólo en la dirección del longitudinal, que es el eje de la cadena molecular (eje cristalino), de modo que la anisotropía de orientación a lo largo de la dirección transversal como la dirección del ángulo recto con la dirección de eje longitudinal se hace grande, y la resistencia en la dirección transversal, por lo tanto, se hace relativamente débil.

Además, de acuerdo con la solicitud de patente japonesa publicada no examinada (Kokai) Nº 63-68155 mencionada previamente, una resistencia a la curvatura máxima de 162 MPa a penas se obtiene estirando una mezcla que contiene 5% en peso de HA. Sin embargo, cuando contiene 20% en peso de HA la resistencia a la curvatura se reduce bastante hasta 74 MPa, que es ligeramente superior que el valor de pre-estiramiento de 63 MPa.

Sin embargo, puesto que este valor máximo de la resistencia no supera mucho los de los huesos corticales, y el material se convierte en un artículo heterogéneo poroso en el que están presentes huecos generados por el estiramiento en un número grande entre las sustancias de relleno y el polímero de matriz, no puede usarse para implantes que requieren alta resistencia, tales como sustitutos de huesos biológicos y materiales para osteosíntesis.

Además, la solicitud de patente publicada previa también describe acerca de un método para la producción de placas en las que polvo de un material polímero biodegradable y bioabsorbible, tal como poli(ácido láctico) que contiene una pequeña cantidad de HA, se moldea a presión, pero las placas se obtienen meramente mediante el prensado en estado fundido de una mezcla de HA y poli(ácido láctico), y no describe una idea general para mejorar la resistencia del producto teniendo en cuenta su orientación.

En general, cuando se fijan huesos biológicos usando un material para osteosíntesis, se aplican fuerzas en diversas direcciones al material para osteosíntesis. Por ejemplo, en el caso de un material con conformación de placa para osteosíntesis, se aplican al mismo diversas fuerzas tales como fuerza de curvatura, fuerza de tracción, fuerza compresiva, fuerza de desgarramiento, fuerza de cizallamiento o similares, juntas o en combinación, y, en el caso de un material de tipo tornillo para osteosíntesis, se aplica al mismo una gran fuerza de torsión cuando se atornilla en un hueso biológico y está presente en el cuerpo vivo, además de las fuerzas previas. Sin embargo, según se describe en lo precedente, en el caso de un material para osteosíntesis obtenido estirando en la dirección del eje longitudinal, las moléculas se orientan sólo en la dirección del eje longitudinal que es el eje de la cadena molecular [dirección mecánica como el eje de estiramiento] de modo que la anisotropía de orientación molecular con la dirección transversal como la dirección del ángulo recto con la dirección del eje longitudinal se hace grande.

De acuerdo con esto, el material es débil contra la resistencia al desgarramiento desde la dirección del eje longitudinal y la rotura por cizallamiento desde la dirección transversal y también es débil contra la rotura por torsión que usa el eje longitudinal como el eje de rotación. En consecuencia, cuando la fuerza de desgarramiento o la fuerza de cizallamiento que se acaba de describir se aplica a un material para osteosíntesis implantado en huesos, el material para osteosíntesis afrontará el problema de que se divida o desgarre o genere una fractura por cizallamiento a lo largo de una dirección del eje longitudinal de una forma relativamente fácil, o el problema de que el material para osteosíntesis genere una fractura por torsión cuando se aplica al mismo una fuerza de torsión usando el eje osteosíntesis como el eje central de rotación como el caso de un tornillo que se implanta en huesos cargando un momento de torsión.

Tales problemas se hacen más significativos a medida que el grado de fibrilación del material polímero se incrementa cuando su estructura esférica alcanza estructura fibrosa a través de una orientación lamelar mediante un grado incrementado de estiramiento.

La presente invención contempla vencer los problemas mencionados previamente implicados en la técnica anterior, proporcionando de ese modo materiales biodegradables y bioabsorbibles para osteosíntesis e implante que tienen menos anisotropía mecánica y más resistencia de un material orientado uniaxialmente obtenido mediante estiramiento axial longitudinal (uniaxial) y en el que sus cristales están orientados básicamente no en la dirección del eje longitudinal sino en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia, así como sus métodos de producción.

Descripción de la invención

Los presentes inventores han efectuado estudios intensivos sobre los problemas mencionados previamente y han encontrado que puede obtenerse fácilmente un artículo moldeado orientado que tiene mayor resistencia que un material orientado uniaxialmente preparando por adelantado un material premoldeado que comprende un material polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible y a continuación forzándolo en un espacio estrecho de un molde formador cuya parte inferior está básicamente cerrada, mientras se lleva a cabo la deformación plástica a una temperatura fría, efectuando de ese modo la orientación por presión, y que los problemas mencionados previamente pueden resolverse elaborando un material para implantes a partir de un nuevo material compuesto del que se refuerzan las partículas y el polímero de matriz, que es un artículo moldeado orientado denso en el que un polvo de material biocerámico cuya partícula o masa agregada de partículas tiene un tamaño de 0,2 a 50 \mum está sustancialmente uniformemente dispersado en un polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible (al que ha de hacerse referencia simplemente como "polímero" aquí en lo sucesivo) y los cristales de polímero se orientan mediante presión, dando como resultado de ese modo la realización de la presente invención.

De acuerdo con esto, la presente invención proporciona:

[1] un material para osteosíntesis, en donde

(1) es un material para osteosíntesis que tiene alta resistencia a la curvatura y alta densidad, que es un artículo moldeado que comprende un material polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible en el que sus cadenas moleculares o cristales están orientados no en una dirección uniaxial sino básicamente en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia,

(2) se prefiere que el material polímero descrito en (1) sea un poli(ácido láctico) o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico,

(3) se prefiere que exista un moldeo a presión en el que una parte del poli(ácido láctico) o copolímero de ácido láctico-ácido glicólico se cristalice,

(4) se prefiere que los cristales del artículo moldeado mencionado previamente se orienten a lo largo de ejes de referencia sesgados hacia un eje que se convierte en el núcleo mecánico de dicho artículo moldeado y/o caras continuadas de dicho eje,

(5) se prefiere que el artículo moldeado mencionado previamente esté sustancialmente en una conformación de columna, y las cadenas moleculares o los cristales se orienten a lo largo de ejes de referencia sesgados desde su lado periférico hacia el eje central o excéntrico,

(6) se prefiere que el artículo moldeado mencionado previamente esté sustancialmente en una conformación de placa, y las cadenas moleculares o los cristales estén orientados a lo largo de ejes de referencia sesgados hacia la cara paralela con ambos lados, incluyendo ejes situados a la misma distancia o distancias diferentes desde ambos de sus lados,

(7) también se prefiere que el artículo moldeado mencionado previamente tenga una cristalinidad de 30 a 60%,

(8) se prefiere que el artículo moldeado mencionado previamente sea un artículo moldeado orientado obtenido mediante un moldeo por compresión o un moldeo por forja en un molde de tipo cerrado, y

(9) se prefiere que el artículo moldeado mencionado previamente sea un artículo moldeado de un poli(ácido glicólico) o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico que tenga una resistencia a la curvatura de 160 a 300 MPa y un módulo de curvatura de 5 a 10 GPa,

[2] un método para producir un material para osteosíntesis, en donde

(1) es un método para producir un material para osteosíntesis que comprende producir un artículo moldeado orientado preparando un material premoldeado a través del moldeo en estado fundido de un material polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible y a continuación forzarlo en un estado hueco de un molde formador cuya parte interior está básicamente cerrada, mientras se lleva a cabo la deformación plástica a una temperatura fría y efectuando de ese modo orientación por presión,

(2) se prefiere que el artículo moldeado orientado se cristalice y tenga una forma cristalina en la que dichos cristales están orientados básicamente en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia,

(3) se prefiere que la orientación mediante deformación por presión se efectúe cargando a presión el material premoldeado descrito en (1) en un molde formador cuya parte inferior, que tiene un área de sección menor que el área de sección de dicho artículo moldeado, está básicamente cerrada, mientras se lleva a cabo la deformación plástica a una temperatura fría y efectuando de ese modo orientación por presión,

(4) se prefiere que la orientación mediante deformación por presión se efectúe cargando en la forja el material premoldeado descrito en (1) en un espacio estrecho de un molde formador que tiene un espacio que es menor, parcialmente o como un todo, que el área de la sección, el grosor o la anchura de dicho artículo moldeado, o en un molde formador que tiene un espacio que es menor que el volumen del material premoldeado, mientras se lleva a cabo la deformación plástica a una temperatura fría y efectuando de ese modo la orientación,

(5) se prefiere que el peso molecular medio determinado por viscosidad inicial de dicho material polímero sea de 200.000 a 600.000, y el peso molecular medio determinado por viscosidad del material premoldeado formado en estado fundido a continuación sea de 100.000 a 400.000,

(6) se prefiere que el material premoldeado se cargue a presión en la cavidad de un molde formador que tiene un área de la sección transversal que es de 2/3 a 1/6 del área de la sección transversal del material premoldeado,

(7) se prefiere que el molde formador comprenda una parte cilíndrica contenedora que tiene un área de la sección transversal grande en la que está contenido el material premoldeado, una cavidad que tiene un área de la sección transversal pequeña en la que se carga a presión el material premoldeado y una parte reductora del diámetro que tiene una cara cónica que conecta las partes previas,

(8) se prefiere que la temperatura de deformación plástica del material premoldeado sea una temperatura eficaz para realizar la cristalización, que está entre la temperatura de transición vítrea y la temperatura de fusión de dicho material polímero termoplástico, y

(9) se prefiere que el artículo moldeado orientado se elabore como una conformación deseada del material para osteosíntesis por medios tales como trabajo de corte o similares,

[3] un material para implantes, en donde

(1) es un material para implantes de alta resistencia que es un material compuesto reforzado con partículas y polímero de matriz, que comprende un artículo moldeado orientado por presión en el que de 10 a 60% en peso de un polvo de material biocerámico cuya partícula o masa agregada de partículas tiene un tamaño de 0,2 a 50 \mum está dispersado de forma sustancialmente uniforme en una matriz de un polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible, en donde los cristales de dicho polímero de matriz están orientados mediante presión y tienen una cristalinidad de 10 a 70%, y también se caracteriza porque los cristales del artículo moldeado mencionado previamente están orientados básicamente en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia,

(2) se prefiere que el polvo de material biocerámico sea uno cualquiera o una mezcla de dos o más de hidroxilapatito sinterizado bioactivo superficialmente, biovidrio o vidrio cristalizado para uso en cuerpos vivos, hidroxilapatito no sinterizado bioabsorbible, fosfato dicálcico, fosfato tricálcico, fosfato tetracálcico y fosfato octacálcico,

(3) se prefiere que el polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible sea un poli(ácido láctico) o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico, y su peso molecular medio obtenido por viscosidad inicial sea de 100.000 a 600.000

(4) se prefiere que el polímero termoplástico sea un poli(ácido láctico) y el polvo de material biocerámico sea un hidroxilapatito no sinterizado,

(5) se prefiere que el artículo moldeado mencionado previamente sea un artículo moldeado orientado obtenido mediante orientación por presión a través de un moldeo por compresión o un moldeo por forja,

(6) se prefiere que el artículo moldeado mencionado previamente tenga una resistencia a la curvatura de 150 a 320 MPa y un módulo de curvatura de 6 a 15 GPa, y

(7) se prefiere que el artículo moldeado orientado mencionado previamente se trate mediante medios tales como trabajo de corte o similares, y el polvo de material biocerámico se exponga sobre la superficie del mismo, y

[4] un procedimiento para producir un material para implantes, en donde

(1) es un método para producir un material para implantes de alta resistencia mediante orientación con deformación por presión que comprende preparar por adelantado una mezcla en la que un polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible y un polvo de material biocerámico se dispersan entre sí de forma sustancialmente uniforme, produciendo subsiguientemente un material premoldeado (un tocho, por ejemplo) mediante el moldeo en estado fundido de dicha mezcla y a continuación cargando a presión dicho material premoldeado a una temperatura fría en la cavidad de un molde formador de tipo cerrado, efectuando de ese modo deformación plástica y formación de un artículo moldeado orientado,

(2) se prefiere que la orientación por presión mencionada previamente se efectúe mediante carga a presión a una temperatura fría en la cavidad de un molde formador de tipo cerrado que tiene un área de la sección menor que la del artículo premoldeado,

(3) se prefiere que el material premoldeado se cargue por presión a la cavidad de un molde formador de tipo cerrado de tal manera que la cristalinidad del polímero del artículo moldeado obtenido mediante orientación por presión se haga de 10 a 70%,

(4) se prefiere que la mezcla del polímero y el polvo de material biocerámico mencionados previamente se prepare mezclando y dispersando de forma sustancialmente uniforme el polvo de material biocerámico en una solución en disolvente del polímero mencionado previamente y subsiguientemente precipitando la mezcla con un no disolvente de dicho polímero,

(5) se prefiere que el polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible sea un poli(ácido láctico) o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico que tenga un peso molecular medio obtenido por viscosidad inicial de 150.000 a 700.000 y un peso molecular medio obtenido por viscosidad de 100.000 a 600.000 después de su moldeo en estado fundido,

(6) se prefiere que el material premoldeado se cargue a presión a la cavidad de un molde formador que tiene un área de la sección transversal que es de 2/3 a 1/5 del área de la sección transversal de dicho material premoldeado,

(7) se prefiere que la temperatura de deformación plástica del material premoldeado sea una temperatura eficaz para realizar la cristalización, que está entre la temperatura de transición vítrea y la temperatura de fusión de dicho polímero,

(8) se prefiere que la orientación mediante deformación por presión se efectúe mediante orientación por compresión u orientación por forja, y

(9) se prefiere que el artículo moldeado orientado por presión mencionado previamente se procese adicionalmente por medios tales como trabajo de corte o similares.

Lo siguiente describe la presente invención con detalle.

(A) Material para osteosíntesis de la presente invención (a) Estructura cristalina

(1) El material para osteosíntesis de la presente invención es básicamente 1) un artículo moldeado que comprende un material polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible (que ha de denominarse simplemente "material polímero" aquí en lo sucesivo) y 2) se caracteriza porque las cadenas moleculares o los cristales que constituyen el artículo moldeado están orientados no a lo largo de un solo eje sino básicamente en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia.

En este caso, la anisotropía en vista de la resistencia del artículo moldeado se hace pequeña a medida que el número de ejes de referencia se hace grande, de modo que su rotura se produce difícilmente.

Esto se describe ilustrativamente con referencia a los dibujos.

(2) Las figuras 1 a 3 son ilustraciones esquemáticas que muestran condiciones de orientación de artículos moldeados orientados obtenidos mediante una deformación por presión a través del forzado en un molde de tipo cerrado, por ejemplo, mediante deformación a través de moldeo de compresión o moldeo por forja (que ha de denominarse simplemente "moldeo por compresión, orientación por compresión" o "moldeo por forja, orientación por forja" aquí en lo sucesivo).

La figura 1 es una ilustración esquemática que muestra las condiciones de orientación de un material conformado como un cilindro para osteosíntesis 11, y la figura 1 (A) muestra las condiciones de orientación de su sección longitudinal, y la figura 1 (B) muestra las condiciones de orientación de su plano.

La figura 2 es una ilustración esquemática que muestra las condiciones de orientación de un material conformado como una placa para osteosíntesis 11 y la figura 2 (A) muestra las condiciones de orientación de su sección longitudinal, y la figura 2 (B) muestra las condiciones de orientación de su plano.

La figura 3 ilustra esquemáticamente las condiciones de orientación de cristales sobre una sección longitudinal del artículo moldeado, y la figura 3 (A) muestra las condiciones de orientación cuando un eje o una cara que se convierte en un núcleo mecánico se sitúa en la posición central o en una posición que tiene la misma distancia desde ambos lados, la figura 3 (B) muestra las condiciones cuando el eje o la cara mencionados previamente se desplaza desde la posición central o una posición que tiene la misma distancia desde ambos lados, la figura 3 (C) muestra las condiciones cuando el eje o la cara mencionados previamente está completamente desplazado y la figura 3 (D) muestra las condiciones de orientación de un artículo moldeado orientado uniaxialmente convencional mediante su dibujo en la dirección del eje longitudinal.

La figura 4 es una vista en sección que muestra un ejemplo de la producción del material para osteosíntesis 11 mediante moldeo por compresión.

(3) Por ejemplo, cuando se usa el moldeo por compresión mostrado en la figura 4, un material 1 premoldeado (que ha de denominarse "tocho" aquí en lo sucesivo; el método de producción de este material premoldeado se describirá más tarde con detalle) obtenido mediante moldeo en estado fundido del material polímero se introduce en una cavidad 2a contenedora que tiene un diámetro grande y está dispuesta sobre la parte superior de un molde 2 formador cuyo extremo inferior está cerrado y a continuación se somete a moldeo por compresión forzándolo a una cavidad 2c formadora con fondo que tiene una conformación de círculos concéntricos que tiene un diámetro estrangulado y reducido en su dirección descendente, usando un molde 2b macho (pistón) o un ariete o los otros medios a una temperatura fría (una temperatura a la que puede efectuarse la cristalización pero que es inferior que la temperatura de moldeo convencional que es igual o superior que la temperatura de fusión, a saber una temperatura entre el punto de transición vítrea y la temperatura de fusión del material polímero según se describirá más adelante, por ejemplo, de 60 a 160ºC en el caso de un poli(ácido láctico) o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico), dando como resultado de ese modo una forma cristalina del artículo moldeado en la que, según se muestra en la figura 1, los cristales no están uniaxialmente orientados sino básicamente orientados en paralelo con una pluralidad de ejes N de referencia alineados desde la circunferencia hacia la posición central.

(4) Según se muestra esquemáticamente en la figura 1, los cristales que constituyen el artículo moldeado orientado están orientados continuamente y en paralelo desde la parte superior hacia la parte inferior de la figura 1 (A) a lo largo de un gran número de ejes N de referencia que están sesgados desde el lado periférico hacia un eje L que se convierte en el núcleo mecánico del artículo moldeado (que ha de denominarse simplemente "eje central" aquí en lo sucesivo), a saber un eje L central de puntos mecánicos continuados hacia los que se concentran las fuerzas externas en el momento del moldeo.

En otras palabras, un gran número de ejes N de referencia en un estado de orientación radialmente sesgada alrededor del eje L central forma una conformación aproximadamente cónica conectándose hacia la dirección periférica según se muestra en la figura 1 (B) y están conectados en la dirección vertical según se muestra en la figura 1 (A), de modo que los cristales constituyen la fase continua de caras aproximadamente cónicas orientándose en paralelo con estos ejes N de referencia. Esto es, puede considerarse como una estructura de orientación en la que dichas caras de cristales cónicos continúan en la dirección vertical a lo largo del eje X central, y las caras de cristales que se dirigen desde el lado periférico hacia la posición central están orientadas a lo largo de la dirección del eje central.

Tal condición cristalina se logra al recibir una gran fuerza de cizallamiento cuando el tocho 1 se moldea por compresión y generar simultáneamente orientación diagonal hacia el eje L central a medida que avanza la cristalización.

En este caso, cuando un tocho 1 grande que tiene una sección rectangular se moldea por compresión en una cavidad 2c formadora que tiene una sección rectangular, según se muestra en la figura 2, el artículo moldeado orientado así obtenido tiene una conformación de placa, y el eje que se convierte en el núcleo mecánico al recibir una gran fuerza de cizallamiento desde ambos lados longitudinales no se convierte en la línea central, sino que se forma una cara M que contiene este eje y está situada en paralelo con y a la misma distancia (el medio) de los lados opuestos de la placa. En consecuencia, los cristales del artículo moldeado orientado se orientan en paralelo con el eje N de referencia diagonal dirigiéndose desde ambos lados opuestos de la placa hacia dicha cara.

Además, puesto que el eje L o la cara M que contiene dicho eje L, que se convierte en el núcleo mecánico del artículo moldeado, es un punto en el que se concentran fuerzas del exterior, cuando se usa un molde 2 formador con fondo, tal como el molde 2 formador mostrado en la figura 4 en el que el ángulo de inclinación del lado 20a de la cara cónica de diámetro reducido se cambia gradualmente parcialmente o sobre toda la periferia, el punto en el que las fuerzas externas se concentran se desplaza desde el centro, y los cristales se orientan en paralelo con los ejes N de referencia que se cambian en respuesta al ángulo de inclinación sesgado desde el lado periférico hacia el eje L desplazado (este podría estar presente en números plurales). Además, cuando el artículo moldeado orientado tiene una conformación de placa según se muestra en la figura 2, la cara M del eje L continuado que ha de servir como el núcleo mecánico no está situada a la misma distancia (el medio) de ambos lados sino inclinada hacia uno de los lados.

Ejemplos típicos de tales condiciones de orientación de cristales se describen con referencia a las secciones longitudinales del artículo moldeado de la figura 3.

La figura 3 (A) muestra las condiciones de orientación cuando el eje L o la cara M mencionados previamente pasa a través del centro o el medio del artículo moldeado, en el que los cristales están orientados en paralelo con los ejes N de referencia sesgados desde ambos lados hacia el eje L o la cara M con el mismo ángulo.

La figura 3 (B) muestra las condiciones de orientación cuando el eje L o la cara M mencionados previamente se desplaza hacia el lado derecho, en el que los cristales están orientados en paralelo con los ejes N y N' de referencia sesgados desde ambos lados hacia el eje L o la cara M desplazados con diferentes ángulos.

La figura 3 (C) muestra las condiciones de orientación cuando el eje L o la cara M mencionados previamente está inclinado completamente hacia el lado izquierdo, en el que el eje L o la cara M mencionados previamente está situado en el extremo del lado izquierdo, y los cristales están orientados en paralelo con los ejes N de referencia sesgados desde el lado derecho hacia el eje L o la cara M situados en el extremo del lado izquierdo.

La figura 3 (D) muestra las condiciones de cristales de un artículo moldeado estirado uniaxialmente habitual, en el que los cristales están orientados en dirección vertical como un eje N de referencia longitudinal que es la dirección de estiramiento, y el eje N de referencia no está presente en números plurales.

(b) Cristalinidad

De acuerdo con el material para osteosíntesis de la presente invención, su artículo moldeado debe tener una cristalinidad de 30 a 60%, preferiblemente de 40 a 50%.

Cuando el artículo moldeado tiene una cristalinidad dentro de tal intervalo especificado, la fase cristalina y la fase amorfa del polímero termoplástico cristalino que constituye el artículo moldeado tienen una relación bien equilibrada, y la mejora de la resistencia y la dureza efectuada por la fase cristalina se adapta adecuadamente con la flexibilidad efectuada por la fase amorfa, de modo que el artículo moldeado no muestra la fragilidad que es común en el caso solamente de fase cristalina, y no se genera la propiedad débil sin resistencia que es común en el caso de una fase sola amorfa.

En consecuencia, el material para osteosíntesis de la presente invención tiene tenacidad, su resistencia total se hace suficientemente alta y particularmente su resistencia a la torsión se hace alta, de modo que se hace útil como un material para osteosíntesis.

En el caso de tal polímero termoplástico cristalino que es degradable y absorbible en el cuerpo vivo, se sabe en general que su cristalinidad se incrementa gradualmente durante un período en el que se cambia en pequeñas moléculas con el avance de su hidrólisis en el cuerpo vivo. Puesto que el avance de esta hidrólisis se hace lento a medida que se incrementa la cristalinidad, el polímero no se hidroliza fácilmente en moléculas suficientemente pequeñas para ser absorbido por el cuerpo vivo.

Sin embargo, la disminución en la velocidad hidrolítica raramente en el cuerpo vivo cuando el polímero tiene el intervalo mencionado previamente de la cristalinidad inicial especificada.

De acuerdo con el material para osteosíntesis de la presente invención, la mejora de la resistencia por los cristales no puede esperarse generalmente cuando la cristalinidad del artículo moldeado es menor que 30%. Por otra parte, aunque la resistencia se incrementa a medida que se incrementa la cristalinidad, que su nivel supere 60% provocará una generación significativa y una propiedad frágil y el artículo moldeado se rompe fácilmente cuando recibe una fuerza tal como un impacto o similar debido a la falta de tenacidad y también retrasará la velocidad hidrolítica en el cuerpo vivo debido a la penetración obstruida de agua en los cristales. Además, un gran número de trozos de cristal finos generados durante un cierto período provocará la estimulación de tejidos periféricos en el cuerpo vivo.

En consecuencia, es deseable controlar la cristalinidad hasta de 30 a 60%, tomando un equilibrio entre estos dos objetivos, a saber, la naturaleza antinómica entre propiedades físicas como la resistencia y la tenacidad y el comportamiento de degradación del polímero biodegradable y bioabsorbible en el cuerpo vivo.

En relación con esto, cuando el material para osteosíntesis tiene una conformación relativamente grande, requiere una resistencia mayor que un cierto nivel y un período prolongado de tiempo hasta su degradación y absorción, de modo que su intervalo de cristalinidad preferido en este caso es de 40 a 50%.

(c) Artículo moldeado orientado obtenido mediante una orientación con deformación por presión (por ejemplo, orientación por compresión u orientación por forja):

El material para osteosíntesis de la presente invención es un artículo moldeado orientado cualitativamente denso obtenido mediante una orientación con deformación por presión.

En este caso, puesto que el artículo moldeado se hace cualitativamente denso mediante su presurización en la dirección de presurización, además de la reducción de anisotropía de la forma cristalina mediante la orientación cristalina, sus propiedades mecánicas, tales como resistencia a la curvatura, módulo de curvatura, resistencia a la tracción, resistencia al desgarramiento, resistencia a la torsión, dureza superficial y similares, se mejoran drásticamente.

(d) Composición de material polímero biodegradable y bioabsorbible

El material polímero que ha de usarse en la presente invención no está particularmente limitado, con la condición de que sea un polímero de cadena lineal cristalino que sea degradable y absorbible en el cuerpo vivo, y sus ejemplos preferidos incluyen un poli(ácido láctico) y diversos copolímeros de poli(ácido láctico) (por ejemplo, un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico, un copolímero de ácido láctico-caprolactona y similares) que ya se han empleado en el uso práctico después de la confirmación de su seguridad biológica y su biocompatibilidad.

Un homopolímero de ácido L-láctico o ácido D-láctico es deseable como el poli(ácido láctico), y, como el copolímero de ácido láctico-ácido glicólico, es deseable un copolímero que tiene una relación molar dentro del intervalo de 99:1 a 75:25, debido a su superior resistencia a la hidrólisis al homopolímero de ácido glicólico.

Además, D,L-poli(ácido láctico) amorfo o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico amorfo que tiene una relación relativamente alta de ácido glicólico puede mezclarse en una cantidad pequeña para facilitar la deformación plástica o para dejar que el artículo moldeado orientado obtenido mediante orientación por compresión tenga tenacidad.

(e) Pesos moleculares de material polímero y material premoldeado

El material polímero mencionado previamente requiere ciertas propiedades físicas, al menos una resistencia de un cierto grado o mayor y la capacidad para mantenerla durante un cierto período de tiempo, como el material para osteoartritis, pero el peso molecular de dicho material polímero disminuye en la fase de su moldeo en estado fundido hasta un material premoldeado tal como un tocho o similares, de modo que es deseable que el materia polímero tenga un peso molecular medio determinado por viscosidad de aproximadamente 200.000 a 600.000, preferiblemente de 300.000 a 550.000.

Cuando se usa un material polímero que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad dentro de este intervalo, el peso molecular medio determinado por viscosidad del tocho después del moldeo en estado fundido se hace generalmente de 100.000 a 400.000, pero es deseable ajustarlo hasta de 180.000 a 350.000.

Puesto que el procedimiento de orientación subsiguiente de cristales mediante carga a presión en un molde formador se lleva a cabo a una temperatura fría dentro del intervalo mencionado previamente durante un período de tiempo corto, puede obtenerse un artículo moldeado por orientación por compresión que tiene alta resistencia sin reducir sustancialmente su peso molecular, y puede obtenerse un materia para osteosíntesis en el que el peso molecular del artículo moldeado con orientación por compresión se mantiene, cuando se aplican algunos medios para prevenir el incremento en la temperatura provocada por la fricción en la etapa de corte del material para osteosíntesis mediante medios tales como trabajo de corte o similares.

En este caso, cuando se usa un materia polímero que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad inicial de más de 600.000, se requieren una temperatura alta y una presión alta cuando se produce un tocho mediante moldeo en estado fundido, de modo que provoca una reducción drástica de su peso molecular hasta un nivel sin sentido que es incluso inferior que un caso en el que se usa un material polímero para el tocho que tiene un peso molecular de menos de 600.000.

Es deseable un tornillo 30 para osteosíntesis mostrado en la figura 6, que se produce mediante un trabajo de corte del artículo moldeado con orientación por compresión obtenido a partir de un tocho que tiene un peso molecular de aproximadamente 10.000 a 400.000, debido a que mantiene una resistencia similar a la del hueso biológico durante de 2 a 4 meses, período requerido para la unión ósea en el cuerpo vivo, y a continuación se hidroliza gradualmente a una velocidad de degradación tal que los trozos pequeños generados por degradación del material para osteosíntesis no ejercen acciones fuertes como cuerpos extraños sobre tejidos periféricos y células y por lo tanto no provocan reacciones de inflamación.

Cuando el peso molecular medio determinado por viscosidad del tocho después del moldeo en estado fundido se hace inferior a 100.000, el artículo moldeado orientado obtenido mediante moldeo por compresión difícilmente puede tener alta resistencia inicial, y el período de reducción de la resistencia por hidrólisis se acorta hasta menos de 2 meses, planteando así el problema de no mantener la resistencia durante un período necesario para la unión ósea.

Además, puesto que a veces pueden generarse pequeños trozos de bajo peso molecular en un momento dentro de un período de tiempo corto de 1,5 a 2 años después de su implantación en el cuerpo vivo, existe la posibilidad de que las células periféricas no puedan tratar estos trozos, planteando así un peligro de inducción de la inflamación por reacción frente a cuerpos extraños.

Por otra parte, un material para osteosíntesis producido como un artículo moldeado orientado mediante moldeo por compresión usando un tocho que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de más de 400.000 después de su moldeo en estado fundido requiere períodos innecesariamente largos hasta que se degrada y se absorbe completamente después de la unión ósea en el cuerpo vivo. Además, existe el peligro de que un gran número de trozos pequeños de bajo peso molecular generados en un momento después de un período largo de 2 años o más de su implantación en el cuerpo vivo provoque la reacción frente a cuerpos extraños e induzca la inflamación en el cuerpo vivo.

(f) Propiedades físicas, etc. del material para osteosíntesis (1) Densidad

El material para osteosíntesis de la presente invención es en cualquier caso un artículo moldeado orientado por compresión obtenido añadiendo fuerzas tridimensionales al material en la dirección interna. De acuerdo con esto, cuando se compara con el artículo moldeado estirado y orientado convencional obtenido añadiendo fuerzas en la dirección que se separa del material, el material para osteosíntesis de la presente invención se caracteriza porque tiene una densidad de 1,25 a 1,27 g/cm^{3} que es superior que 1,25 g/cm^{3} o menos del último artículo moldeado estirado y orientado. El caso en el que la densidad mencionada previamente es baja, a saber 1,25 g/cm^{3} o menso, no es preferible, debido a que la densidad del material es relativamente baja, el estado de orientación de los cristales se hace cercano al estado de orientación por estiramiento uniaxial y la anisotropía se hace grande. Además, cuando el valor supera mucho 1,27 g/cm^{3}, la cristalinidad inevitablemente se hace 70% o más, de modo que tal caso no es deseable debido a las razones mencionadas previamente.

(2) Propiedades físicas y similares

Aunque la resistencia mecánica del material para osteosíntesis de la presente invención muestra básicamente una tendencia a incrementarse a medida que se incrementa el peso molecular medio determinado por viscosidad inicial del material polímero, el polímero difícilmente se hace fluido en el momento de calentar cuando su peso molecular medio determinado por viscosidad inicial es demasiado grande superando 600.000, de modo que se requieren una alta temperatura y una alta presión cuando se produce un tocho mediante moldeo en estado fundido. De acuerdo con esto, su peso molecular se reduce bastante drásticamente debido a la reacción exotérmica provocada por la fuerza de cizallamiento en el momento el moldeo, de modo que el peso molecular del material finalmente obtenido para osteosíntesis puede hacerse menor que el valor mencionado previamente y su resistencia también puede hacerse pequeña, dando como resultado así un producto sin sentido.

El material para osteosíntesis de la presente invención muestra generalmente valores de resistencia mecánica altos de 160 a 300 MPa como resistencia a la curvatura, de 5 a 10 GPa como módulo de curvatura y de 5,5 a 7,5 kg\cdotcm como resistencia a la torsión con una barra de 3,2 mm de diámetro.

De acuerdo con la presente invención, las funciones completas como el material para osteosíntesis no pueden obtenerse cuando su resistencia a la curvatura es menor que 160 MPa que es menor que la del hueso humano, y difícilmente puede obtenerse un material que tiene una resistencia grande de más de 300 MPa incluso bajo presión. El módulo de curvatura y la resistencia a la torsión de la presente invención están dentro de intervalos suficientes para usarse como un material para osteosíntesis.

(B) Material para implante de la presente invención

En primer lugar, desde el punto de vista del material compuesto, se revela que la presente invención es un material compuesto de un nuevo sistema de refuerzo.

(a) Características del material compuesto de la presente invención

(1) Cuando las características de un material se mejoran dispersando una gran cantidad de un material fino en el mismo, el primero se denomina un material madre (matriz), y el último un material dispersado. Un material compuesto no se produce mediante mezcladura microscópica de estos dos materiales a nivel molecular sino mediante su mezcladura macroscópica de tal manera que el producto puede obtener una propiedad excelente que no puede encontrarse en cada material.

El método para producir un material que tiene propiedades más beneficiosas (resistencias superiores) combinando estos diferentes materiales puede clasificarse como sigue dependiendo de la forma de los materiales dispersados (materiales de refuerzo) que han de dispersarse en la matriz.

(i) Materiales compuestos reforzados con una dispersión,

(ii) materiales compuestos reforzados con partículas y

(iii) materiales compuestos reforzados con fibras.

El material para implantes de la presente invención pertenece al material compuesto de (ii). El polímero como la matriz es un poli(ácido láctico) o un copolímero del mismo que es un polímero termoplástico y cristalino que es degradable y absorbible en el cuerpo vivo, y el material dispersado es el material biocerámico mencionado anteriormente en la forma de polvo en partículas finas.

(2) A propósito, se considera que los implantes como materiales compuestos producidos mediante la combinación de (iii) son prometedores desde el punto de vista de la tecnología de los materiales, y hubo un momento en el que se efectuó un gran número de estudios sobre tales materiales en este campo. Sin embargo, no se han obtenido buenos resultados, por ejemplo, mediante un método de refuerzo en el que se cargan fibras cortas de materiales biocerámicos como el material dispersado, debido a que los trozos de fibra provocaban inflamación estimulando el cuerpo vivo.

Además, el método de tipo autorreforzado descrito en lo precedente, que tiene el mismo tipo del método reforzado con fibras en el que fibras de un poli(ácido láctico) o un poli(ácido glicólico) se fusionan sobre la superficie, también se ha estudiado. Sin embargo, se encontró una desventaja en que las superficies de fusión entre fibrillas son microscópicamente heterogéneas de modo que las fibras se separan fácilmente y los trozos pequeños degradados estimulan el cuerpo vivo en algunos casos.

Puesto que los biomateriales no deben ejercer toxicidad sobre el cuerpo vivo, deben ser seguros y tener afinidad biológica, tal método se descalifica en vista de estos puntos.

(3) Incluso en el caso de los materiales compuestos de tipo cargado con sustancia de relleno de (ii), un material compuesto que tiene la alta resistencia de la presente invención no puede obtenerse fácilmente mezclando simplemente un polvo de materia biocerámico con un polímero de matriz de acuerdo con el método convencional.

En general, las propiedades de un material compuesto cargado con sustancia de relleno dependen básicamente de las formas [conformaciones (polvo, esfera, placa y similares) y el tamaño y la superficie específica de las partículas] y las funciones (en este caso, capacidad de unión al tejido duro, tal como huesos, inductividad ósea, conductividad ósea y similares, que inducen capacidades y bioabsorbibilidad) de las sustancias de relleno y las propiedades del polímero. Las características mecánicas están muy influenciadas por factores tales como el contenido, la forma, la orientación, la fuerza superficial y similares del polímero de matriz y las sustancias de relleno.

Puesto que estos diversos factores están mutuamente relacionados entre sí bajo condiciones complejas, es necesario entender a fondo las influencias de cada factor sobre las características totales, para generar características estructurales y características funcionales pretendidas.

(4) Este punto se describe con más detalle.

En el caso de un material compuesto cargado con una sustancia de relleno, características por las que se generan efectos significativos incluyen el módulo elástico, la resistencia a la tracción, características de elongación, la tenacidad, la dureza y similares. En el caso del material compuesto de tipo cargado con sustancia de relleno de la presente invención, se seleccionan partículas de material biocerámico que tienen L/D (longitud/diámetro) extremadamente pequeña, de modo que el módulo elástico del material compuesto, que refleja una alta rigidez de los materiales biocerámicos, puede incrementarse eficazmente hasta un nivel superior que el módulo elástico del propio polímero de matriz, incrementando la cantidad de carga de la sustancia de relleno.

Sin embargo, propiedades tales como la resistencia a la tracción, la elongación, la tenacidad y similares son propensas a disminuir a medida que se incrementa la cantidad de carga. En consecuencia, se convierte en un objetivo encontrar cómo incrementar el módulo elástico mientras se incrementan simultáneamente otras características hasta resistencias superiores que las del polímero de matriz original.

En otras palabras, puede decirse que la combinación es una técnica de cómo producir características excelentes del material dispersado y la matriz de un modo sinérgico, mientras se compensan las desventajas. Aunque el módulo elástico es un valor de una región de pequeño grado de deformación, características mecánicas tales como la resistencia a la tracción, la resistencia a la curvatura, la resistencia a la torsión, la elongación, la tenacidad y similares se revelan en una región de grado de deformación relativamente grande.

Por consiguiente, la influencia de la resistencia adhesiva superficial entre las partículas y la matriz sobre el módulo elástico es pequeña, pero su influencia se ejerce mucho sobre las diversas propiedades físicas últimas. Así, puede apreciarse que pueden obtenerse excelentes resultados de las últimas propiedades físicas cuando se incrementa la resistencia adhesiva superficial.

(5) Un método positivo para incrementar la resistencia adhesiva superficial es combinar un polímero como la matriz con materiales biocerámicos como el material dispersado usando un agente de acoplamiento. Varios agentes de acoplamiento, típicamente los del sistema de la silicona y el sistema del titanio, se usan en materiales compuestos destinados a su uso industrial. Así, estos agentes pueden usarse.

Sin embargo, no puede decirse en la actualidad que la seguridad de este tipo de compuestos sobre el cuerpo vivo se haya examinado profundamente. Aunque estos agentes de acoplamiento se usan en cemento óseo dental que es un material de alta capacidad de relleno no absorbible, no se conocen informes relativos a su aplicación práctica a materiales médicos que sean degradables y absorbibles en el cuerpo vivo, de modo que su aplicación en la presente invención debe evitarse por el momento mientras su seguridad sea desconocida.

Esto es, el método en el que se incrementa la resistencia superficial combinando químicamente un polímero de matriz y partículas finas de materiales biocerámicos no debe aplicarse a implantes para uso en tejidos duros que se degradan y se absorban en el cuerpo vivo y sean reemplazados por tejidos como los casos de la presente invención, debido a que, a diferencia de los implantes no absorbibles, estos agentes de acoplamiento cuya seguridad no se ha confirmado todavía son expuestos gradualmente durante el proceso de degradación. Además, no son deseables debido a que deterioran la actividad superficial de los materiales biocerámicos.

(6) A propósito, se sabe que la resistencia a los impactos, la resistencia a la tracción y la elongación en la ruptura se incrementan relativamente en general cuando se mejora el grado de dispersión de partículas finas en un sistema en el que un polímero cristalino termoplástico se mezcla con la misma concentración de partículas finas.

De la misma manera, el tamaño de las partículas finas ejerce gran influencia sobre las propiedades físicas de los materiales compuestos, y la resistencia a los impactos, la resistencia a la tracción, la resistencia a la compresión, el módulo elástico y similares generalmente se incrementan relativamente cuando el tamaño de partícula se hace pequeño a la misma concentración.

La razón de esto es que, puesto que la superficie específica se incrementa con relación al tamaño de partícula reducido, la energía superficial se incrementa relativamente, el área de contacto con el polímero también se incrementa y las partículas pequeñas funcionan efectivamente como agentes de nucleación para la cristalización del polímero, de modo que la unión física entre el material dispersado y la matriz se refuerza como resultado.

Cuando los hechos anteriores se tienen en cuenta, es mejor mezclar polvo fino de material cerámico tan pequeño como sea posible bajo condiciones de dispersión tan buenas como sea posible dentro de un cierto intervalo de concentración.

(7) Sin embargo, estos problemas no pueden solucionarse fácilmente mediante la mezcladura simple mencionada previamente cuando es necesario obtener un material compuesto tal como el caso de la presente invención, en el que se añade al mismo una resistencia extremadamente alta similar o superior que la de los huesos corticales y también se añaden al mismo una función compleja para efectuar la curación de fase inicial y la sustitución de huesos biológicos a través de la inducción y la conducción de huesos, mezclando materiales biocerámicos con un polímero cristalino termoplástico que es degradable y absorbible en el cuerpo vivo.

(8) Lo siguiente describe medios ilustrativos para resolver los problemas de la presente invención.

Cuando el tamaño de partícula de polvo fino inorgánico se hace pequeño, la superficie específica de las partículas se hace grande de acuerdo con esto, de modo que las partículas reciben fácilmente agregación secundaria incluso mediante la generación de una pequeña carga eléctrica sobre la superficie, formando de ese modo siempre una masa agregada que tiene un diámetro mucho mayor desde una partícula simple.

De acuerdo con esto, no es técnicamente fácil obtener un sistema de dispersión uniforme que no contenga una masa agregada grande de partículas finas, en un material compuesto reforzado con partículas que tiene una concentración de sustancia de relleno relativamente alta. La facilidad para formar una masa agregada secundaria varía dependiendo de la estructura química de las partículas finas y las partículas finas de material biocerámico que han de usarse en la presente invención forman una masa agregada relativamente fácilmente bajo condiciones muy secas. Es común que las partículas de varios \mum de tamaño de partícula medio se agreguen para formar una masa que tiene un diámetro de 100 \mum o más.

(9) En relación con esto, se sabe que la resistencia tal como el impacto Charpy con entalla o similares, que no acompaña a una deformación grande, es independiente del tamaño de la masa agregada pero depende del tamaño máximo de cada partícula.

Además, cuando las fuerzas, tales como curvatura, tracción, torsión y similares, que provocan una gran deformación y una rotura final se añaden a un material compuesto, siempre se rompe en el momento de la deformación, lo que es menor que la deformación que rompe el propio polímero de matriz.

Estos fenómenos se producen cuando partículas relativamente grandes o masas agregadas que están presentes en la matriz pero diferentes del polímero muestran diferente comportamiento físico desde la matriz acompañado por deformación.

Esto es, puesto que la superficie entre la matriz y las partículas es una parte discontinua en la que la energía de deformación externa propagada a través de la matriz no puede transferirse como tal, la rotura se produce en esta superficie.

(10) Sin embargo, cuando las partículas se dispersan finamente y uniformemente, a diferencia del caso en el que están presentes partículas grandes y masas agregadas, tal barrera para la preparación de energía es pequeña y la energía de deformación recibe por lo tanto menos resistencia y se propagan a través del sistema, de modo que el polímero de matriz del material compuesto se rompe a una cantidad de deformación que está más cercana del punto de rotura por deformación del polímero solo.

En otras palabras, puede decirse en general que, cuando un material compuesto cargado con sustancia de relleno bajo una escasa condición de dispersión, por ejemplo en el que están presentes partículas grandes (incluso cuando están dispersadas uniformemente) o partículas pequeñas forman una masa agregada, se rompe recibiendo una gran deformación, la resistencia se hace bastante menor que la resistencia en el momento de la rotura del propio polímero de matriz que no contiene partículas dispersadas.

(11) De acuerdo con esto, cuando se requiere una alta resistencia mecánica, es absolutamente necesario preparar un sistema de dispersión uniforme que esté compuesto solamente por partículas que tengan un tamaño de partícula pequeño tal que difícilmente ejerzan influencias sobre la cantidad de deformación y la resistencia en el momento de la rotura por deformación y en el que no se formen masas agregadas grandes.

Esto es, de acuerdo con las partículas finas de material biocerámico de la presente invención, es necesario seleccionarlas de las que tienen un tamaño de partícula de aproximadamente 0,2 a 50 \mum, más preferiblemente de 1 a algo por encima de 10 \mum, que se obtienen sinterizando el material a una temperatura apropiada [por ejemplo, de 600 a 1250ºC para el hidroxilapatito (HA), 1.500ºC para materiales cerámicos de vidrio de apatito-wollastonita (AW) o de 1.150 a 1400ºC para fosfato tricálcico (TCP)] y a continuación pulverizando mecánicamente y rastreando el producto sinterizado, y usar un sistema dispersado uniformemente del mismo en el que su masa agregada también tenga un diámetro de 50 \mum o menos.

Por supuesto, la sinterización y la pulverización no son necesarias en el caso de HA no sinterizado (u-HA) sintetizado mediante u método en húmedo, y las partículas cristalinas precipitadas en el momento de la síntesis que tienen el intervalo de tamaño previo pueden usarse como tales. No sólo tal intervalo de tamaño de partícula es necesario para satisfacer la resistencia física mencionada previamente, sino que también tiene una relación importante con la reactividad mostrada por osteoblastos periféricos como se describirá más adelante. En un sistema que satisfaga estas condiciones, las resistencias, tales como resistencia a los impactos, dureza superficial, módulo elástico y similares, en el momento de recibir una pequeña deformación se mejora, y las resistencias, tales como curvatura, tracción, torsión y similares, del propio polímero de matriz en el momento de recibir una deformación grande también se expresan, de modo que es un material compuesto que tiene una rigidez incrementada adicionalmente.

(12) Un medio eficaz para mezclar materiales biocerámicos que se agregan con relativa facilidad, tal como el caso de HA, sin provocar una agregación secundaria en la matriz es dispersar a fondo los materiales biocerámicos en un polímero disuelto en un disolvente y precipitar el sistema dispersado con un no disolvente. Pueden mezclarse con una relación en peso de material biocerámico/polímero desde una relación baja de 10% o menos hasta una relación alta de más de 60%.

Cuando la cantidad de material biocerámico que ha de añadirse es menor que 10%, la relación volumétrica del material biocerámico es pequeño, de modo que las propiedades que pueden esperarse por el material biocerámico, tal como unión directa a huesos, conducción ósea e inducción ósea, no se revelan fácilmente, y la sustitución por los huesos biológicos también es lenta.

Además, cuando la cantidad supera 60%, el moldeo no puede efectuarse fácilmente debido a la fluidez insuficiente del sistema de la mezcla en el momento de la termoconformación. Además, puesto que el efecto aglutinante apropiado no se obtiene debido a una cantidad insuficiente del polímero en el producto formado, la sustancia de relleno y el polímero son propensos a separarse y el producto se hace frágil desde el punto de vista de la resistencia. Particularmente, un caso en el que la cantidad de sustancia de relleno es grande superando 70% y el polímero es menor que 30% no es deseable, debido a que el efecto del polímero para unirse a polvo de material biocerámico se reduce cuando el material compuesto se hace frágil mediante la degradación del polímero, y el polvo se dispersa para inducir reacciones tisulares de los tejidos periféricos.

Cuando se tienen en cuenta los problemas previos, la relación de mezcladura es preferiblemente de 20 a 50% en peso, lo más preferiblemente de 30 a 40% en peso. Dentro de este intervalo, las características deseables tanto de material dispersado como de la matriz se revelan notablemente como el material compuesto desde los puntos de vista tanto estructural como funcional.

Así, las condiciones, los objetivos y los métodos para obtener una dispersión uniforme se han descrito en los precedente desde el punto de vista de obtener un sistema de mezcla de material biocerámico y un polímero.

(13) Sin embargo, no puede obtenerse un material biocerámico que supera la resistencia de plásticos de alta resistencia y también supera la resistencia de huesos corticales (desde 150 a hasta 200 MPa en la resistencia a la curvatura) aun cuando el material compuesto en el que el polímero y la sustancia de relleno están uniformemente dispersados de la manera previa se procesen mediante la termoconformación habitual.

En general, es difícil llevar a cabo la termoconformación de un polímero que contiene una gran cantidad de sustancia de relleno debido a la escasa fluidez. Es mucho más difícil llevar a cabo la termoconformación cuando no puede usarse un agente de acoplamiento de titanio que es notablemente eficaz para mejorar la fluidez debido a la necesidad de considerar la seguridad sobre el cuerpo vivo, tal como el caso de la presente invención.

Cuando tal material compuesto de un polímero y un polvo cerámico, que tiene escasa fluidez, se termoconforma mediante moldeo por extrusión, o un método de moldeo en el que se añade fuerza de cizallamiento en el momento de amasar y fundir, el propio polímero realiza el flujo de deformación con sus características de flujo originales, pero la sustancia de relleno inorgánica cargada no tiene una propiedad para fluir plastificándose con calor, de modo que se forman cavidades (huecos) debido a la separación sobre la superficie del polímero y las partículas de sustancia de relleno en el momento de la transferencia de deformación de flujo, suponiendo de ese modo un producto conformado de densidad desigual.

Un artículo moldeado poroso que contiene un gran número de huecos es bajo en resistencia. Por consiguiente, para prevenir la formación de huecos, se usan métodos de moldeo de tipo de compresión tales como moldeo por inyección, moldeo a presión y similares, para el moldeo de tal tipo de polímero cargado con una gran cantidad de sustancia de relleno.

(14) Sin embargo, un artículo moldeado que tiene alta resistencia no puede obtenerse mediante tales métodos de moldeo convencionales, debido a que el poli(ácido láctico) o el copolímero del mismo de la presente invención se deteriora fácilmente térmicamente mediante la fuerza de cizallamiento o se deteriora mediante la hidrólisis considerable provocada por una pequeña cantidad de agua contenida en el mismo.

Aunque podría formarse una placa heterogénea o similar que tiene un deterioro algo menor del polímero pero que tiene marcas de flujo cuando el estado de calentamiento, el estado de secado y el estado de moldeo del artículo moldeado a presión se controlan estrictamente, todavía no podría obtenerse una resistencia que superara la de los huesos corticales debido a que el propio polímero no se refuerza a nivel de su estructura molecular o estructura de orden superior.

(15) El estiramiento puede usarse como un método para incrementar la resistencia de polímeros termoplásticos cristalinos tales como poli(ácido L-láctico) y copolímeros del mismo. Este es un procesamiento por deformación en el que un artículo moldeado primario tal como una barra o similar se estira uniaxialmente en la dirección del eje longitudinal estirando ambos extremos, o un extremo mientras se fija el otro extremo, del artículo moldeado en la dirección externa desde el artículo moldeado a una temperatura especificada (igual a o inferior que Tm, una temperatura a la que el polímero se funde y fluye), afectando de ese modo a la orientación de las cadenas moleculares o la fase cristalina así formada en la dirección de estiramiento (MD) y obteniendo un artículo moldeado secundario que tiene una resistencia incrementada adicionalmente.

Aunque su objetivo y método son diferentes de los de la presente invención, la publicación de patente japonesa examinada (Kokoku) Nº 3-63901 mencionada anteriormente describía un método en el que HA se mezcla en una pequeña cantidad de 1 a 15% y el artículo moldeado primario resultante se estira uniaxialmente en la dirección del eje longitudinal.

Sin embargo, según se describe en lo precedente, el propio polímero se mueve en la dirección mecánica acompañado por la deformación plástica del polímero, pero las propias partículas de sustancia de relleno no se mueven sincronizándose completamente con la deformación plástica, de modo que no puede evitarse la generación de huecos durante el estiramiento debido a la formación de separación en la superficie entre las partículas y el polímero. Particularmente, un movimiento en el que el material por unidad de volumen se haga más delgado se produce mediante una fuerza de estiramiento en el caso de el estiramiento uniaxial de anchura libre previo mediante el estiramiento en la dirección del eje longitudinal, que es un método en el que no se añade fuerza externa desde una dirección vertical a la dirección de estiramiento durante la etapa de estiramiento.

Como consecuencia, el polímero cambia desde su estado microfibrilar hasta una condición fibrilada cuando se incrementa la relación de estiramiento, pero la densidad del material se reduce adicionalmente debido a la formación de espacios discontinuos microscópicos entre fibrillas bajo tal condición.

(16) Este hecho sugiere que, en un artículo moldeado obtenido estirando un material compuesto en el que una sustancia de relleno está dispersada en una gran cantidad, el número de huecos se hace grande a medida que la cantidad cargada de sustancia de relleno se hace grande, y el tamaño de los huecos se hace grande a medida que la cantidad de deformación se hace grande (a medida que la relación de estiramiento se hace grande).

En un sistema en el que el tamaño de las partículas de sustancia de relleno no se controla, su dispersión es escasa y están presentes grandes masas agregadas, el número de huecos y su tamaño son mucho más heterogéneos.

De hecho, puesto que tal tipo de material compuesto que contiene huecos se rompe fácilmente durante su estiramiento, no puede obtenerse un material estirado.

Por consiguiente, un artículo moldeado que tiene alta resistencia requerida por la presente invención no puede obtenerse en absoluto a partir de un material compuesto estirado que contiene huecos.

(17) En vista de lo anterior, los inventores de la presente invención han efectuado estudios intensivos y han alcanzado el objetivo mediante el siguiente método de moldeo. En este método, según se describe en lo precedente, un tocho de dicho polímero que contiene una gran cantidad de materiales biocerámicos uniformemente dispersados se moldea en estado fundido bajo condiciones tales que el deterioro térmico se controla a un nivel tan bajo como sea posible (por ejemplo, mediante moldeo por extrusión o compresión) y el tocho así tratado se elabora a continuación como un artículo moldeado orientado mediante moldeo por compresión o moldeo por foja con el propósito de efectuar la orientación por compresión del polímero.

De acuerdo con este método, se aplica una fuerza externa en el momento del moldeo con orientación en la dirección entrante, a saber hacia el propio material, contraria a la dirección de estiramiento, de modo que el material adquiere una condición densa.

De acuerdo con esto, la superficie entre las partículas y la matriz se cambian hasta un estado más cercano, e incluso los huecos microscópicos formados en la etapa de mezcladura a través de aire presente en la superficie desaparece, de modo que se obtiene una densidad alta. En otras palabras, ambos materiales se convierten en una estructura más integralmente unida.

Además de lo precedente, puesto que el eje de la cadena molecular y la fase cristalina están orientados en el polímero de matriz, el material compuesto resultante muestra una resistencia notablemente alta.

En este caso, parece que la orientación de cristales efectuada por la deformación obtenida cargando a presión un tocho como un artículo moldeado primario en la cavidad de un molde que tiene un área de la sección menor que el área de la sección de dicho tocho parcialmente o a lo largo de toda la región toma una forma que tiene una tendencia fuerte a realizar la orientación superficial en paralelo con ciertos ejes de referencia, a diferencia del caso de la orientación uniaxial formada por estiramiento simple en la dirección del eje longitudinal, debido a que se añade una fuerza mediante un "cizallamiento" desde el molde (mole formador).

De acuerdo con esto, se revelan las características de pequeña anisotropía por orientación y fuerte resistencia contra la torsión o una deformación similar. El grado de orientación se controla a un nivel básico tal que las laminillas de la cadena molecular pueden orientarse y no a un nivel alto en el que se generan huecos por las microfibrillas y la estructura fibrilar que puedan encontrarse cuando la relación de estiramiento es alta.

(18) Así, se ha descrito el método de refuerzo del material compuesto de la presente invención, y su modo es evidentemente diferente de los de los materiales compuestos convencionales que se muestran en la figura 15.

Esto es, el tipo reforzado con partículas convencional (a) y el tipo reforzado con fibras (b) son métodos que se dirigen a generar la resistencia física de las partículas 13 y las fibras 14 cargadas respectivamente en cada sistema incrementando sus relaciones de carga tanto como sea posible y también a incrementar la resistencia dependiendo básicamente de sus poderes químicos y físicos para unirse al polímero de matriz.

En el tipo reforzado con fibras (b), el enmarañamiento de las fibras 14 ejerce una función marcadamente eficaz para mejorar la resistencia.

En este caso, de forma correspondiente, puede obtenerse una alta resistencia cuando se usa un polímero de matriz que tiene una resistencia relativamente alta.

(19) Sin embargo, no existe información disponible hasta la fecha relativa a un ejemplo en el que, como en el caso de la presente invención, el polímero de matriz del sistema (a) se refuerce tratándolo con un procesamiento secundario con el propósito de efectuar la orientación de los cristales (cadenas moleculares).

La presente invención es un método de refuerzo [tipo reforzado con partículas + reforzado con matriz] (c) en el que, además del método de refuerzo del tipo reforzado con partículas (a), el polímero de matriz se refuerza elaborando un sistema más denso que se efectúa permitiendo que los cristales (cadenas moleculares) N' realicen la orientación a través de la orientación por compresión y ligando estrechamente las superficies de las partículas 15 y el polímero de matriz.

Esto es, la presente invención se refiere a un nuevo método en el que el polímero de matriz se refuerza físicamente llevando a cabo su procesamiento de moldeo secundario a una temperatura fría, lo que no se ha llevado a cabo convencionalmente, y a un sistema compuesto obtenido mediante el método, ambos de los cuales son evidentemente diferentes de los tipos convencionales.

(b) Material para implantes de alta resistencia

El material para implantes de la presente invención es un material compuesto en el que de 10 a 60% en peso de un polvo de material biocerámico que tiene un tamaño de partícula o un tamaño y una masa agregada de partículas de 0,2 a 50 \mum se dispersa de forma sustancialmente uniforme en un polímero termoplástico cristalino que es básicamente degradable y absorbible en el cuerpo vivo, y se caracteriza porque es un artículo moldeado orientado por presión en el que los cristales de dicho polímero se orientan mediante deformación por compresión y su cristalinidad es de 10 a 70%.

Lo siguiente describe los contenidos con detalle.

(1) Materiales biocerámicos

Ejemplos de los materiales biocerámicos que han de usarse en la presente invención incluyen hidroxilapatito sinterizado, vidrio basado en biovidrio o basado en vidrio cristalizado para uso biológico, hidroxilapatito no sinterizado, fosfato dicálcico, fosfato tricálcico, fosfato tetracálcico, fosfato octacálcico, calcita, diópsido y similares, que pueden usarse solos o como una mezcla de dos o más.

Generalmente, los materiales biocerámicos que se acaban de describir se dividen aproximadamente en 1) materiales cerámicos bioactivos superficialmente y 2) materiales cerámicos bioabsorbibles.

1) Materiales cerámicos bioactivos superficialmente

Sus ejemplos incluyen hidroxilapatito (HA) sinterizado, biovidrio basado en biovidrio, cerabital, materiales cerámicos de vidrio de A-W basados en vidrio cristalizado y similares y biobelit-1 basado en vidrio cristalizado, implante-1, vidrio cristalizado \beta, diópsido y similares.

2) Materiales biocerámicos bioabsorbibles

Sus ejemplos incluyen hidroxilapatito no sinterizado (HA no sinterizado), fosfato dicálcico, fosfato \alpha-tricálcico (\alpha-TCP), fosfato \beta-tricálcico (\beta-TCP), fosfato tetracálcico (TeCP), fosfato octacálcico (OCP), hidrato de fosfato dicálcico\cdotfosfato octacálcico (DCPD\cdotOCP), anhídrido de fosfato dicálico\cdotfosfato tetracálcico (DCPA\cdotTeCP), calcita y similares.

Puesto que estos materiales biocerámicos tienen un grado diferente de bioactividades y por lo tanto ejercen diferentes influencias sobre la velocidad y el modo de la formación de nuevos huesos, se usan solo o una mezcla de dos o más de tal manera que pueden obtenerse las bioactividades necesarias.

De estos materiales biocerámicos, el HA no sinterizado es uno de los polvos activos bioabsorbibles más eficaces para usarse en el sistema de la presente invención debido a que, a diferencia del caso del HA sinterizado, es notablemente similar al HA en el cuerpo vivo, desaparece completamente mediante su absorción en el cuerpo vivo y tienen actividades altas, seguridad y resultados reales durante su uso práctico.

(2) Tamaño de partícula de polvo de materiales biocerámicos

El término polvo de materiales biocerámicos, según se usa aquí, significa un término general para partículas primarias de materiales biocerámicos o partículas secundarias como sus masas ensambladas (agregadas).

1) Para obtener un material compuesto de alta resistencia basándose en las razones mencionadas previamente, se usa un polvo de material biocerámico que tiene un tamaño de partícula de 0,2 a 50 \mum, preferiblemente de 1 hasta un poco por encima de 10 \mum, como partículas primarias o masas ensamblada (agregadas) secundarias. Este intervalo de tamaño de partícula también es deseable desde el punto de vista de dispersarlo uniformemente en un polímero termoplástico y cristalino que es degradable y absorbible en el cuerpo vivo.

Cuando el tamaño de partícula del polvo biocerámico está cercano al límite superior de 50 \mum, este es deseablemente un tamaño de una masa agregada cuando se agregan secundariamente partículas primarias de aproximadamente un poco por encima de 10 \mum.

Un caso en el que la partícula primaria independiente tiene un tamaño de célula de 50 \mum no es deseable, debido a que el material compuesto resultante se rompe en el momento de la fluencia.

El moldeo orientado por compresión se acaba finalmente como materiales para implantes que tienen diversas conformaciones precisas mediante un método tal como el trabajo de corte y similares.

Cuando el tamaño de partícula es grande, el procesamiento de artículos conformados finos y precisos se hace difícil, debido a que se ladearán o dividirán en la cara marginal del polvo. En consecuencia, puede decirse que el tamaño de partícula de 50 \mum es el límite superior que determina la precisión de la conformación de materiales para implantes.

2) Además, el tamaño de partícula límite de 0,2 \mum corresponde, por ejemplo, al tamaño de partículas primarias de HA no sinterizado.

En general, estas partículas finas se montan para formar partículas agregadas secundariamente que tienen un tamaño de varios \mum a un poco por encima de 10 \mum. Cuando las partículas de materiales biocerámicos o masas ensambladas de las mismas cuyo tamaño de partícula medio aparente está dentro de este intervalo se dispensan uniformemente en una matriz de polímero, el sistema así obtenido satisface ambas propiedades de alta resistencia y sustitución rápida del implante por huesos biológicos a través de su absorción. Como consecuencia, se obtiene un material compuesto para implantes que tiene una conformación precisa.

3) Cuando tal material para implantes que contiene materiales biocerámicos se implanta en el cuerpo vivo, el polvo de material biocerámico expuesto sobre la superficie se une a los huesos biológicos periféricos directamente sin intermediación de tejidos conectivos fibrosos o indirectamente a través de HA depositado sobre la superficie, de modo que su fijación inicial puede obtenerse en una fase temprana. Este rasgo característico es deseable para materiales de implante tales como pernos, tornillos y similares, que se usan para unir y fijar huesos fracturados.

Puesto que tiene capacidad de unión a huesos, también puede aplicarse a una placa o un sustituto óseo de conformación heterogénea o un material para osteosíntesis que no pudiera usarse en la anterior debido, principalmente, a la resistencia insuficiente.

4) Materiales para implantes que se usan en huesos como materiales que fijan huesos fracturados mantienen la resistencia necesaria para la fijación durante de 2 a 4 meses como mínimo, un período requerido para la unión de los huesos, y a continuación adoptan una etapa en la que se deterioran mediante el avance gradual de la hidrólisis desde de sus superficies en las que están en contacto con el fluido corporal.

Durante esta etapa, el cuerpo biocerámico contenido allí se expone gradualmente al fluido corporal. A continuación, el fluido corporal penetra más adentro del implante a lo largo de caras marginales del polvo de material biocerámico y el polímero. Como resultados, la hidrólisis del polímero y la absorción del producto degradado en el cuerpo vivo se efectúan más rápidamente en comparación con el caso de un sistema del polímero solo sin materiales biocerámicos.

Además, el polvo de material biocerámico expuesto en esta etapa acelera la infiltración de nuevos huesos y a veces se convierte en un núcleo de osteogénesis para formar la trabécula. En algunos casos, el propio polvo es absorbido por osteoplastos o descargado de un agujero del hueso. De este modo, se efectúan suavemente la invasión y la sustitución por hueso biológico en el agujero del hueso después de la desaparición del material para implantes.

5) El procedimiento y el modo de sustitución del agujero del hueso con hueso biológico mediante el material para implantes de la presente invención varían significativamente dependiendo del tipo de materiales biocerámicos contenidos en el mismo y la conformación, el tamaño o el contenido de las partículas, pero, puesto que el material para implantes de la presente invención contiene cantidades menores de polímero correspondientes a la relación cargada de polvo de material biocerámico en comparación con un material implantado formado solamente por un polímero bioabsorbible, puede evitarse el peligro de inducir una reacción frente a cuerpos extraños y una reacción inflamatoria subsiguiente provocada por una gran cantidad de trozos de polímero generados transitoriamente durante el proceso de degradación.

Esto es particularmente eficaz en el caso de partículas bioactivas completamente absorbibles tales como de HA no sinterizado.

Además, la velocidad de reparación de agujeros óseos puede controlarse opcionalmente seleccionando el tipo, el tamaño y la cantidad adecuados de materiales biocerámicos.

(3) Composición de material polímero bioabsorbible (polímero)

Esta es la misma que la del material polímero que ha de usarse en el material mencionado previamente para osteosíntesis que comprende sustancialmente un polímero.

(4) Pesos moleculares del material polímero y el material premoldeado

1) El polímero mencionado previamente requiere ciertas propiedades físicas, al menos la resistencia de un cierto grado o más, como el material para osteosíntesis, pero el peso molecular de dicho polímero disminuye en la fase de su moldeo en estado fundido como un material premoldeado tal como un tocho o similares, de modo que, en el caso de un poli(ácido láctico) o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico, es importante usar un polímero que tenga un peso molecular medio determinado por viscosidad inicial de 150.000 a 700.000, preferiblemente de 250.000 a 550.000.

Cuando se usa un polímero que tiene un peso molecular dentro de este intervalo, puede obtenerse un material premoldeado que tiene finalmente un peso molecular medio determinado por viscosidad de 100.000 a 600.000 (que tiene finalmente un peso molecular medio determinado por viscosidad de 200.000 a 500.000 cuando se usa un polímero que tiene el intervalo de peso molecular preferido mencionado previamente de 250.000 a 550.000) llevando a cabo el procesamiento de moldeo en estado fundido bajo condición de calentamiento.

2) Dicho polímero puede elaborarse como un material compuesto para usar en materiales para implantes de alta resistencia mediante la deformación plástica subsiguiente a una temperatura fría para la orientación de cadenas moleculares (cristales) mediante orientación por compresión, y la reducción del peso molecular puede evitarse tanto como sea posible cuando la etapa de deformación plástica se lleva a cabo bajo condiciones fijadas apropiadamente.

El intervalo de peso molecular medio determinado por viscosidad del polímero que constituye el material para implantes que contiene material biocerámico es diferente del intervalo en el caso de un implante obtenido mediante el mismo método de conformación pero solamente a partir del polímero. La razón de esto es que existen diferencias en términos de viscosidad en estado fundido aparente y grado de deterioro durante la etapa debido a la gran cantidad de polvo de material biocerámico contenido en este sistema.

Cuando un artículo moldeado en el que el polímero de la presente invención tiene un peso molecular dentro de este intervalo y sus cadenas moleculares (cristales) están orientadas mediante tratamiento de deformación por compresión se usa realmente en el cuerpo vivo, por ejemplo, como un material para osteosíntesis, mantiene una resistencia similar a la del hueso biológico al menos durante de 2 a 4 meses, un período medio requerido para la unión ósea, y a continuación se degrada gradualmente a tal velocidad que los pequeños trozos generados por la degradación del material para osteosíntesis no ejercen fuertes reacciones frente a cuerpos extraños sobre los tejidos periféricos y las células y por lo tanto no provocan reacciones de inflamación.

Puesto que las propiedades bioactivas de los materiales biocerámicos son generadas en esta etapa, se obtiene la unión inicial con los huesos, y la sustitución por huesos avanza en lo sucesivo suavemente.

3) Cuando el peso molecular medio determinado por viscosidad inicial del polímero es menor que 150.000, no puede obtenerse una alta resistencia inicial, aunque existe la ventaja de que el moldeo puede llevarse a cabo fácilmente debido a baja viscosidad en estado fundido. Además, el período de mantenimiento de la resistencia se hace más corto que el período necesario para la unión ósea debido a la rápida reducción de la resistencia en el cuerpo vivo. Además, puesto que existe la posibilidad de que se generen pequeños trozos de bajo peso molecular en una gran cantidad dentro de un corto período de 1,5 a 2 años después de su implantación en el cuerpo vivo, existe un peligro de inducir la inflamación por reacción frente a cuerpos extraños.

Por otra parte, cuando el peso molecular medio determinado por viscosidad inicial del polímero es demasiado grande, superando 700.000, el polímero difícilmente puede fluir en el momento del calentamiento, y por lo tanto se requieren alta temperatura y alta presión cuando se produce un material premoldeado mediante moldeo en estado fundido, de modo que se produce reducción drástica de su peso molecular debido a calor generado por esfuerzo de alto cizallamiento y fuerza de fricción en el momento del procesamiento, y el peso molecular del material para implantes finalmente obtenido se hace bastante más bajo que en el caso en el que se usa un polímero que tiene un peso molecular de 700.000 o menos, suponiendo una resistencia menor que la esperada.

En el caso de un polímero que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad inicial bajo de 150.000 a 200.000, es posible cargar el polvo de materia biocerámico en una cantidad relativamente grande de 30 a 60% en peso. Sin embargo, puesto que es propenso a romperse cuando sufre fluencia (rotura en la fluencia) al recibir fuerzas externas tales como deformación por curvatura y similares cuando el peso molecular se hace muy inferior después del moldeo en estado fundido, es deseable controlar la cantidad de carga a un nivel bajo de 10 a 30% en peso, y también es deseable controlar el grado de deformación R, que se describirá más adelante, a un nivel relativamente bajo.

Por otra parte, puesto que es relativamente difícil efectuar el moldeo en estado fundido de un polímero que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad alto de 550.000 a 700.000, es más difícil efectuar el moldeo en estado fundido cargando el polvo de material biocerámico en una cantidad grande de 40 a 60% en peso. Por consiguiente, es deseable controlar la cantidad del polvo de materia biocerámico a un nivel de 20% en peso o menos, y también el grado de deformación R (que se describirá más adelante) a un nivel bajo inevitablemente.

En resumen, pueden seleccionarse intervalos relativamente amplios de cantidad de carga y grado de deformación R cuando el peso molecular medio determinado por viscosidad inicial es aproximadamente de 200.000 a 550.000. Además, pueden obtenerse un período de mantenimiento de resistencia apropiado en el cuerpo vivo y una velocidad de absorción por degradación moderada mediante este intervalo de peso molecular.

4) La fluidez de la mezcla se hace escasa cuando la cantidad de carga de la sustancia de relleno es grande. De acuerdo con esto, para facilitar el moldeo produciendo la viscosidad en estado fundido, puede añadirse un polímero de bajo peso molecular que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 100.000 o menos o 10.000 o menso según demande la ocasión, como un lubricante en una cantidad pequeña tal que no ejerza influencias sobre las propiedades físicas del implante final.

Cuando la cantidad de monómero residual en el polímero que ha de usarse es grande, se produce la reducción del peso molecular durante la etapa de procesamiento y también se hace rápida su degradación en el cuerpo vivo, de modo que es deseable controlar su cantidad a un nivel de aproximadamente 0,5% en peso o menos.

Cuando la sustancia de relleno se carga en una cantidad grande de 40% en peso o más, la superficie de la sustancia de relleno puede tratarse con un polímero bioabsorbible blando o un complejo de isómeros ópticos de forma D y forma L de poli(ácido láctico), para mejorar la capacidad de unión superficial entre los dos materiales.

Mediante el tratamiento de orientación molecular (cristalina) subsiguiente mediante carga a presión en un molde formador, se obtiene un artículo moldeado orientado por compresión de alta resistencia, a saber un material para uso en implantes, sin reducir sustancialmente el peso molecular.

A continuación, materiales para implantes de alta resistencia que tienen una conformación deseada, tal como un tornillo, un perno, una barra, un disco, un botón, un cilindro o similares, se producen mediante el procesamiento secundario, tal como trabajo de corte, seccionamiento, troquelado, taladrado o similares.

(e) Cristalinidad

Cuando se tiene en cuenta un equilibrio entre dos factores requeridos, a saber una alta resistencia mecánica y una velocidad de hidrólisis apropiada, es necesario seleccionar la cristalinidad del artículo moldeado orientado por presión de la presente invención dentro del intervalo de 10 a 70%, preferiblemente de 20 a 50%.

Cuando la cristalinidad supera 70%, al rigidez aparente del artículo moldeado es alta, pero es hace frágil debido a la falta de tenacidad y se rompe fácilmente cuando se añade esfuerzo al mismo en el cuerpo vivo. Además, tal alto grado no es deseable, debido a que se requiere un período de tiempo prolongado para su absorción y desaparición en el cuerpo vivo debido a su degradación innecesariamente lenta.

Por otra parte, la mejora de esta resistencia no puede esperarse cuando tiene una cristalinidad baja de menos de 10%.

Así, cuando se tienen en cuenta la resistencia mecánica inicial del artículo moldeado y el mantenimiento de la misma y su velocidad de desaparición mediante degradación o absorción o bajo grado de estimulación en el cuerpo vivo, una cristalinidad apropiada es de 10 a 70%, preferiblemente de 20 a 50%.

Incluso con una cristalinidad baja de 10 a 20%, la resistencia se mejora mediante el efecto de la sustancia de relleno en comparación con el caso de ausencia de carga.

Además, incluso a una cristalinidad alta de 50 a 70%, se forman microcristales durante la deformación plástica mediante compresión de modo que no se producen frecuentemente influencias perjudiciales sobre la degradación y la absorción en el cuerpo vivo.

(f) Densidad

Puesto que el material para implantes de la presente invención es un artículo moldeado orientado por compresión tridimensionalmente, su densidad se hace alta en comparación con el artículo moldeado estirado y orientado de la técnica anterior. Aunque varía dependiendo del grado de deformación, la densidad se hace de 1,4 a 1,5 g/cm^{3} cuando se mezclan materiales biocerámicos en un nivel de 20%, de 1,5 a 1,6 g/cm^{3} cuando se mezclan en un nivel de 30%, de 1,6 a 1,7 g/cm^{3} cuando se mezclan en un nivel de 40% y de 1,7 a 1,8 g/cm^{3} cuando se mezclan en un nivel de 50%.

Esta alta densidad también es un índice que muestra lo denso del material y por lo tanto es uno de los factores importantes que prueban una alta resistencia.

(g) Forma cristalina

Puesto que el materia para implantes de la presente invención se produce mediante orientación con deformación por compresión, los cristales (cadenas moleculares) del artículo moldeado están básicamente orientados en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia.

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En general, la anisotropía en términos de la resistencia del artículo moldeado se hace pequeña a medida que se incrementa el número de ejes de referencia, de modo que la rotura por una fuerza relativamente débil desde una cierta dirección, que es común en materiales direccionales, se hace menor.

El hecho de que los cristales del artículo moldeado en el material para implantes de la presente invención estén básicamente orientados en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia puede probarse de la misma manera que el caso mencionado previamente del material para osteosíntesis que se muestra ilustrativamente en la figura 1 y la figura 2.

(C) Notas generales. Método de producción de material para osteosíntesis

(a) El método para la producción del material para osteosíntesis de la presente invención, a saber un artículo moldeado orientado que tiene una forma cristalina en la que los cristales están básicamente orientados en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia, comprende básicamente

(1) una primera etapa en la que un materia premoldeado se produce moldeando en estado fundido un material polímero termoplástico cristalino que es degradable y absorbible en el cuerpo vivo, usando una extrusora o similares,

(2) una segunda etapa en la que un artículo moldeado orientado se produce forzando el material premoldeado (tocho) a un espacio estrecho formado por un molde formador cuyo extremo inferior está básicamente cerrado mientras se lleva a cabo la deformación plástica a una temperatura fría, efectuando de ese modo la orientación mediante deformación por compresión, u

otra segunda etapa en la que un artículo moldeado orientado se produce cargando en la forja el tocho en un espacio de un molde formador que tiene un espacio que es menor, parcialmente o como un todo, que el diámetro, el grosor o la anchura de dicho artículo moldeado, o en un molde formador que tiene un espacio que es menor que el volumen del tocho, mientras se lleva a cabo la deformación plástica, y

(3) una etapa adicional en la que se forma una conformación de objeto llevando a cabo un procesamiento tal como trabajo de corte o similares según demande la ocasión.

El término "temperatura fría", según se usa aquí, significa una temperatura (Tc) a la que puede efectuarse la cristalización, pero que es inferior que la temperatura de moldeo convencional que es igual o superior que la temperatura de fusión, a saber una temperatura entre la temperatura de transición vítrea (Tg) y la temperatura de fusión (Tm) del material polímero termoplástico.

Esto es, cuando un tocho que tiene un diámetro mayor se fuerza con una presión en la cavidad de un molde formador que tiene un diámetro menor desde su parte superior a través de una parte reductora de diámetro que tiene una pendiente \theta según se muestra en la figura 4, mientras se efectúa la deformación plástica a una temperatura fría, el polímero que tiene una fluidez escasa a Tm o menor, que no tiene fluidez térmica como un polímero fundido en el momento de la carga forzada, sufre deformación plástica y recibe un cizallamiento grande provocado por la fricción entre el tocho y el lado interno del molde formador.

Puesto que esta fuerza de cizallamiento actúa como una fuerza externa de dirección diagonal o transversal que provoca la orientación del polímero, las cadenas moleculares (cristales) del polímero son orientadas por la deformación a lo largo de su dirección de carga a presión en el molde formador.

Esto es, una forma de cristales en la que se orientan en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia se obtiene respuesta al método de carga a presión del tocho.

En este caso, la anisotropía en vista de la resistencia física se hace pequeña a medida que se incrementa el número de ejes de referencia de orientación. Bajo tal condición, el artículo moldeado se presuriza en la dirección diagonal o transversal que es la dirección de carga forzada, de modo que el artículo moldeado se hace denso. Como resultado, se obtiene un artículo moldeado orientado en el que la anisotropía en vista de la resistencia física es pequeña a diferencia del caso de un estiramiento uniaxial simple en la dirección del eje longitudinal, y en el que propiedades mecánicas tales como la resistencia a la curvatura, la resistencia a la tracción, la resistencia al desgarramiento, la resistencia al cizallamiento, la resistencia a la torsión, la dureza superficial y similares se mejoran generalmente con un buen equilibrio.

El artículo moldeado así orientado se elabora como materiales de alta resistencia para osteosíntesis que tienen diversas conformaciones según demande la ocasión, llevando a cabo un procesamiento final tal como trabajo de corte o similares para formar conformaciones deseadas.

(b) Producción de artículo moldeado orientado por presión (1) Moldeo con orientación por compresión

Este método comprende producir un material premoldeado mediante el moldeo en estado fundido del material polímero y la carga a presión del material premoldeado en un espacio estrecho de un molde formador cuyo extremo inferior está básicamente cerrado, mientras se lleva a cabo deformación plástica a una temperatura fría, efectuando de ese modo la orientación por compresión.

(2) Moldeo con orientación por forja

Este método comprende producir un material premoldeado mediante el moldeo en estado fundido del material polímero y la carga a presión del material premoldeado continuamente o discontinuamente a un espacio estrecho de un molde formador que tiene un espacio que es menor, parcialmente o como un todo que el área de la sección, el grosor o la anchura de dicho artículo moldeado según se define en lo precedente, o en un molde formador que tiene un espacio de volumen total que es menor que el volumen del material premoldeado, mientras se lleva a cabo deformación plástico, efectuando de ese modo la orientación por forja.

(3) Grado de deformación

Cuando un tocho se carga a presión (compresión forzada) en la cavidad de un molde formador que tiene un área de sección que es de 2/3 a 1/6 del área de sección del tocho, un grado de deformación R = S_{0}/S (en el que S_{0} es el área de sección de un tocho y S es el área de sección de un artículo moldeado orientado por compresión) del artículo moldeado orientado resultante obtenido mediante deformación por compresión se convierte en un valor sustancialmente dentro del intervalo de 1,5 a 6,0, y tal valor es eficaz para mejorar notablemente la resistencia, lo que se mostrará más adelante mediante los datos de los Ejemplos.

Además, cuando se carga a presión en un molde que tiene valores de R parcialmente diferentes dentro de este intervalo (incluyendo un caso en el que el área de la sección transversal en la dirección de avance del polímero por su carga forzada varía parcialmente, y excluyendo las otras porciones tales que tienen el mismo área de sección del tocho), los ejes de orientación se desordenan de manera complicada y la anisotropía tampoco se hace simple.

En un artículo moldeado, el grado de orientación de una porción que tiene un valor R grande se hace superior que el de una porción que tiene un valor R pequeño, y la resistencia mecánica de la primera porción generalmente se hace grande. Por consiguiente, un artículo moldeado que tiene resistencias parcialmente diferentes puede producirse a propósito de acuerdo con su uso.

Tal aplicación puede realizarse sólo mediante el método de la presente invención en el que se produce un artículo moldeado orientado a través de deformación plástica mediante la carga a presión de un tocho en un molde, que es una ventaja notable de la presente invención cuando se compara con el método de estiramiento que no puede formar una porción que tiene diferente relación de estiramiento en medio de la operación.

Esto es, este punto también es una de las razones por las que el método de la presente invención que se efectúa mediante orientación por compresión es muy ventajoso en comparación con el método de la técnica anterior efectuado mediante orientación por estiramiento.

En este caso, cuando el área de la sección de la cavidad es mayor que 2/3 del área de la sección del tocho, es difícil obtener un artículo moldeado orientado por compresión que tenga resistencia y pureza debido a una cadena molecular o una orientación cristalina y una relación de compresión pequeñas en el momento de la carga a presión. Por otra parte, cuando es menor que 1/6, no sólo la carga a presión del tocho en la cavidad se hace difícil sino que también existe la posibilidad de provocar la fibrilación del polímero. Cuando se genera fibrilación, la resistencia del artículo moldeado en su dirección transversal se mejora, pero la de la dirección longitudinal se reduce de modo que las fibrillas en la dirección longitudinal son propensas a la división por la fuerza de cizallamiento.

(4) Temperatura de deformación plástica

Es deseable que la temperatura de deformación plástica del tocho sea una temperatura a la que pueda efectuarse la cristalización (Tc) que esté entre la temperatura de transición vítrea (Tg) y la temperatura de fusión (Tm) del material polímero termoplástico.

Ilustrativamente, en el caso de un poli(ácido láctico) o un copolímero o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico, está dentro del intervalo de 60 a 160ºC, preferiblemente de 80 a 110ºC, como se mostrará más adelante en los Ejemplos.

Cuando un tocho se carga a presión en la cavidad a esta temperatura, la carga a presión se hace relativamente fácil, la orientación de las cadenas moleculares (cristales) puede hacerse eficazmente y la cristalinidad puede controlarse a voluntad.

Al hacer esto, es necesario seleccionar una velocidad apropiada (por ejemplo, de 80 a 80 mm/minuto) para evitar un fenómeno de oscilaciones de relajación durante la etapa de carga a presión.

(5) En el caso del moldeo con orientación mediante deformación por compresión, mediante moldeo con orientación por compresión o moldeo con orientación por forja, se produce fricción entre un tocho y la superficie del molde formador cuando el tocho se carga a presión en el molde formador mientras se efectúa la deformación plástica bajo una presión alta apropiada (por ejemplo, de 100 a 4.000 kg/cm^{2}, preferiblemente de 200 a 2.500 kg/cm^{2}) a una temperatura fría (la temperatura mencionada previamente a la que puede efectuarse la cristalización (Tc) que está entre la temperatura de transición vítrea (Tg) y la temperatura de fusión (Tm) del material polímero, por ejemplo, en el caso de un poli(ácido láctico o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico, de 60 a 160ºC, preferiblemente de 80 a 110ºC), y la fricción actúa como una fuerza externa en la dirección transversal o diagonal para la orientación del polímero, formando de ese modo una estructura de cristales en la que están orientados en paralelo con un gran número de ejes de referencia.

En esta fase, el artículo moldeado se presuriza en la dirección de la máquina y se hace denso en términos de su calidad, y la densidad del material para osteosíntesis se hace alta, de modo que se obtiene como resultado una alta resistencia.

(D) Análisis de detalles. Método de producción de material para osteosíntesis

Este método se describe además ilustrativamente basándose en los dibujos.

La figura 4 es una vista en sección que muestra las condiciones del moldeo con orientación mediante deformación por compresión, antes de la carga a presión de un tocho en la cavidad de un molde formador.

La figura 5 es una vista en sección que muestra las condiciones del moldeo con orientación mediante deformación por compresión, después de la carga a presión de un tocho en la cavidad de un molde formador.

La figura 6 es una vista en alzado que muestra un ejemplo de tornillo para osteosíntesis obtenido mediante un trabajo de corte final.

El método de producción de la presente invención se describe en el caso de la producción del tornillo para osteosíntesis 30 mostrado en la figura 6. Este método comprende básicamente las 3 etapas siguientes:

(i) Una etapa de moldeo primario en la que un material premoldeado, por ejemplo un tocho 1 en forma de columna gruesa, se produce mediante el moldeo en estado fundido de un polímero termoplástico cristalino que es degradable y absorbible en el cuerpo vivo,

(ii) una etapa de moldeo secundario en la que, según se muestra en la figura 4, el tocho 1 se introduce en una parte 2a cilíndrica contenedora de un molde 2 formador y el tocho 1 se presuriza continuamente o intermitentemente mediante un pistón (ariete) o medios 2b de compresión similares y a continuación, según se muestra en la figura 5, el tocho 1 se forma como un artículo moldeado 10 orientado por compresión, en forma de columna, delgado, cargándolo a presión en una cavidad 2c del molde 2 formador mientras se efectúa la deformación plástica a una temperatura fría, y

(iii) una etapa de procesamiento en la que el artículo moldeado 10 orientado por compresión liberado del molde 2 formador se corta como el tornillo para osteosíntesis 30 mostrado en la figura 6.

(a) Moldeo en estado fundido

El moldeo por extrusión en estado fundido puede usarse preferiblemente como el método para moldear en estado fundido el tocho 1 a partir de un material polímero en la etapa de moldeo primario, pero también pueden emplearse otros métodos de moldeo tales como moldeo por inyección, moldeo a presión y similares cuando se tiene en cuenta la prevención de la reducción del peso molecular.

Cuando se emplea moldeo por extrusión en estado fundido, es importante usar una condición de temperatura que sea ligeramente superior que el punto de fusión del material polímero y una condición de presión mínima bajo la que pueda efectuarse la extrusión, para evitar la reducción del peso molecular del material polímero tanto como sea posible.

Por ejemplo, cuando el material polímero es poli(ácido L-láctico) (PLLA) que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de aproximadamente 200.000 a 600.000, es deseable emplear una condición de temperatura dentro del intervalo de igual a o superior que su temperatura de fusión a igual a o inferior que 220ºC, preferiblemente hasta 200ºC o menos, y una condición de presión de aproximadamente 260 kg/cm^{2} o menos, preferiblemente de 170 a 210 kg/cm^{2}.

(b) Moldeo con orientación por compresión

Según se ejemplifica en las figuras 4 y 5 como moldeo con orientación mediante deformación por compresión, es deseable llevar a cabo el moldeo en estado fundido del tocho 1 de tal manera que su conformación de sección se haga cercana a la conformación de sección de la cavidad 2c del molde 2 formador. Cuando la cavidad 2c tiene una conformación de sección circular como es el caso de la presente invención, es deseable llevar a cabo el moldeo en estado fundido del tocho 1 de tal manera que se convierta en un artículo en forma de columna que tiene una conformación de sección circular mayor.

Cuando la conformación de la sección del tocho 1 se hace similar a la conformación de la sección de la cavidad 2c, el tocho 1 puede cargarse a presión en la cavidad 2c efectuando su deformación plástica mediante compresión uniforme desde su periferia, de modo que se hace posible obtener el artículo moldeado 10 orientado por compresión que tiene un grado de deformación uniforme.

Sin embargo, la conformación de la sección del tocho no está particularmente limitada a la forma circular, y también pueden emplearse por supuesto otras conformaciones irregulares (por ejemplo, poligonales y similares), con la condición de que estas conformaciones correspondan a las conformaciones de artículos moldeados orientados obtenidos a través de deformación por compresión mediante el moldeo por compresión o moldeo por forja subsiguiente.

Además, es deseable que el área de la sección del tocho 1 sea de 1,5 a 6,0 veces mayor que el área de la sección de la cavidad 2c. Esto es, cuando dicho tocho 1 se carga a presión en la cavidad 2c que tiene un área de la sección que es de 2/3 a 1/6 del área de la sección del tocho 1, puede procesarse como un artículo moldeado 10 orientado por compresión que tiene un grado de deformación R = S_{0}/S (en el que S_{0} es el área de la sección del tocho 1 y S es el área de sección del artículo moldeado 10 orientado por compresión) de 1,5 a 6,0.

De este modo, la resistencia y la dureza del artículo moldeado 10 orientado por compresión se mejoran significativamente según se observará más adelante mediante los datos de los Ejemplos. Procesando adicionalmente esto por medios tales como corte, corte de tornillos, separación y similares, pueden obtenerse materiales ideales para osteosíntesis, tales como materiales para osteosíntesis (por ejemplo, tornillos, clavos, pernos, placas y similares).

Cuando el tocho 1 se carga a presión en una cavidad 2c cuya área de la sección es mayor que 2/3 de la del tocho 1, se hace difícil obtener un artículo moldeado 10 orientado por compresión que tenga resistencia y dureza altas debido a la orientación y la relación de compresión bajas de las cadenas moleculares o los cristales.

Por otra parte, es difícil cargar a presión el tocho en una cavidad 2c cuya área de la sección es menor que 1/6 de la del tocho, y, incluso si pudiera hacerse, se produciría fibrilación debido a demasiada orientación del polímero, suponiendo así una propensión para generar grietas entre fibrillas.

A continuación, lo siguiente describe el molde que ha de usarse en el moldeo con orientación mediante deformación por compresión, el mecanismo de orientación y los métodos del mismo.

(1) Según se muestra en la figura 4, el molde 2 formador que ha de usarse en la etapa de moldeo secundario se construye de tal manera que la parte 2a cilíndrica contenedora en una conformación cilíndrica gruesa en la que está contenida el tocho 1 esté conectada con la cavidad 2c de moldeo en una conformación cilíndrica delgada donde el tocho 1 se carga a presión a través de los medios 2b de compresión, verticalmente sobre el mismo eje a través de la parte 20a reductora del diámetro que tiene una conicidad descendente.

La parte superior de la parte 2a cilíndrica contenedora está equipada con los medios 2b de compresión, tal como un pistón (ariete) o similares, que presurizan el tocho 1 continuamente o intermitentemente. Además, se forman poros o huecos de ventilación de aire extremadamente pequeños sobre la parte inferior de la cavidad 2c (no mostrados en el dibujo).

(2) Basándose en las razones mencionadas previamente, el radio r_{1} de la parte 2a cilíndrica contenedora y el radio r_{2} de la cavidad 2c se fijan en tales valores que se consigue una desigualdad: 1,5 \leq (r_{1}/r_{2})^{2} \leq 6,0, de modo que el tocho 1 en forma de columna que tiene un área de la sección de 1,5 a 6,0 veces mayor que el área de la sección de la cavidad 2c puede estar contenido en la parte 2a cilíndrica contenedora.

(3) Además, el ángulo de inclinación \theta del cono de la parte 20a reductora del diámetro se fija dentro del intervalo de 10 a 60º.

Cuando el ángulo de inclinación \theta es menor que 10º, la presión para la carga a presión del tocho 1 en la cavidad 2c no puede incrementarse, y la orientación de las cadenas moleculares (cristales) del artículo moldeado 10 orientado por compresión resultante (no mostrado en el dibujo) se hace baja, de modo que no puede obtenerse alta resistencia.

Por otra parte, cuando el ángulo de inclinación \theta es mayor que 60º, la carga a presión se hace difícil. Por consiguiente, es deseable fijar el ángulo de inclinación \theta hasta de 10º hasta 60º, preferiblemente desde 15º hasta 45º.

Además, cuando el ángulo de inclinación \theta se fija hasta un nivel menor de modo que el valor de (r_{1}/r_{2})^{2} se hace más cercano a 6,0 dentro del intervalo de 1,5 a 6,0, la operación de carga a presión puede hacerse fácilmente y puede obtenerse fácilmente un artículo moldeado uniforme, de modo que tal fijación es deseable.

(4) Como se muestra en la figura 5, cuando el tocho 1 está contenido en la parte 2a cilíndrica contenedora usando tal tipo de molde 2 formador y se carga a presión en la cavidad 2c presurizando continuamente o intermitentemente el tocho 1 con los medios 2b de compresión mientras se efectúa la deformación plástica a una temperatura fría, se generan fuerzas de cizallamiento grandes en el momento de la carga a presión mediante esta fricción con la superficie interna de la parte 20a reductora del diámetro y con la superficie interna de la cavidad 2c, y tales fuerzas actúan como fuerzas externas (fuerzas vectoriales) de direcciones transversales y diagonales para efectuar la orientación del polímero.

De acuerdo con esto, el polímero está básicamente orientado para acelerar la cristalización a lo largo de la superficie interna de la parte 20a reductora del diámetro, y, puesto que la carga a presión en la parte central de la cavidad 2c de moldeo tiene preferencia a la del interior de la parte periférica, el eje cristalino del artículo moldeado orientado por compresión, moldeado en la conformación de la cavidad 2c, está orientado en la dirección diagonal contra su línea de eje de dirección vertical en respuesta al ángulo de inclinación \theta del cono de la parte reductora del diámetro.

(5) Se considera que el artículo moldeado 1 orientado por compresión obtenido de esta manera está orientado de un modo concéntrico a lo largo de la superficie interna de la cavidad 2c y tiene un gran número de ejes de referencia. Puesto que el polímero se comprime en la dirección vertical (dirección mecánica) al mismo tiempo, se obtiene un artículo moldeado 10 orientado por compresión cualitativamente denso que tiene una conformación delgada y de columna.

En ese caso, el ángulo de orientación de los cristales (ángulo de los cristales con un eje que se convierte en el núcleo mecánico del artículo orientado por compresión) está determinado aproximadamente por el ángulo de inclinación \theta de la parte 20a reductora del diámetro y la relación de áreas de la sección transversal de la parte 2a cilíndrica contenedora con la de la cavidad 2c.

Esto es, según se muestra en la figura 8, cuando el radio de la parte 2a cilíndrica contenedora se define como r_{1} y el radio de la cavidad 2c como r_{2}, el ángulo de inclinación de la parte 20a reductora del diámetro con el eje central Lc del molde 2 formador como \theta, y la relación de áreas de la sección transversal de la parte 2a cilíndrica contenedora con la de la cavidad 2c como A = r_{1}^{2/r}_{2}^{2}, y

cuando D se define como una distancia cargada a presión de un punto Y sobre el eje central Lc mientras un punto X sobre la superficie periférica del tocho 1 se carga a presión en una distancia d hacia el eje Lc a lo largo de la superficie interna del cono, se considera que los cristales están orientados en la dirección del segmento lineal Lm. Cuando el ángulo de orientación de los cristales orientados hacia el segmento lineal Lm (ángulo con el eje Lc) se define como \thetam, se obtiene una expresión tan\thetam r_{2}/(D - d), y, puesto que D - d = A\cdotd, la expresión se convierte en tan\thetam =
r_{2}/A\cdotd - - - [fórmula 1].

Puesto que d = (r_{1} - r_{2})/tan\theta, su sustitución en la [fórmula 1] da tan\thetam = r_{2}tan\theta/[A(r_{1} - r_{2})] - - - [fórmula 2], y, puesto que r_{1} = r_{2}\cdotA^{0,5}, su sustitución en la [fórmula 2] da tan\thetam = tan\theta/[A\cdot(A^{0,5} - 1)] - - - [fórmula 3].

(6) Por consiguiente, los cristales se obtienen en la dirección diagonal con el eje con el ángulo de orientación \thetam obtenido mediante la [fórmula 3], de modo que el ángulo de orientación \thetam de los cristales se hace mayor a medida que el ángulo de inclinación \theta de la superficie interna del cilindro se hace mayor, y el ángulo de orientación de los cristales se hace pequeño a medida que la relación de áreas A de la sección transversal de la parte 2a cilíndrica contenedora con la de la cavidad 2c se hace grande. Así, los cristales pueden ajustarse hasta el ángulo de orientación \thetam deseado cambiando el ángulo de inclinación \theta y la relación de áreas A.

(7) Según se describe en lo precedente, el artículo moldeado 10 orientado por compresión que tiene una forma cristalina en la que los cristales están orientados en paralelo con un gran número de ejes de referencia tiene una anisotropía pequeña en términos de resistencia y es de calidad densa en comparación con un artículo moldeado obtenido mediante estiramiento uniaxial simple en la dirección del eje longitudinal, de modo que se mejoran propiedades mecánicas tales como la resistencia a la curvatura, el módulo de curvatura, la resistencia a la compresión, la resistencia a la tracción, la resistencia al desgarro, la resistencia al cizallamiento, la resistencia a la torsión, la dureza superficial y similares, y como resultado su rotura se produce difícilmente.

Particularmente, cuando el grado de deformación R del articulo moldeado 10 orientado por compresión está dentro del intervalo de 1,5 a 6,0, la mejora de su resistencia se hace significativa; por ejemplo, el artículo moldeado 10 orientado por compresión que tiene el grado de deformación que se acaba de describir obtenido cargando a presión un tocho 1 de poli(ácido láctico) (peso molecular medio determinado por viscosidad: de 100.000 a 400.000) tiene una resistencia a la curvatura de 160 a 300 mPa y la resistencias físicas, tales como resistencia a la curvatura, resistencia a la torsión, dureza superficial y similares, son mayores en general que las de un artículo estirado obtenido estirando uniaxialmente poli(ácido láctico) a una relación de estiramiento sustancialmente con el mismo grado de deformación de la relación de deformación descrita previamente.

(8) Por el contrario, en el caso del estiramiento uniaxial de anchura libre en el que un tocho de un material polímero se estira en la dirección del eje longitudinal, se ejercen fuerzas externas no añadidas en la dirección transversal (desde los lados), de modo que el grosor del artículo moldeado se hace delgado durante la etapa de estiramiento. Además, puesto que se estira en la dirección del eje longitudinal que es el eje de orientación, el artículo moldeado disminuye en calidad.

Por consiguiente, cuando se compara con el artículo moldeado 10 orientado por compresión que tiene una forma cristalina en la que los cristales están básicamente orientados en paralelo con un gran número de ejes de referencia, este artículo moldeado obtenido mediante estiramiento tiene gran anisotropía y sus resistencias mecánicas también son pequeñas en general.

(9) La carga a presión del tocho 1 puede llevarse a cabo a una temperatura inferior que la temperatura de transición vítrea (Tg) dependiendo del tipo de material polímero, pero, cuando se tienen en cuenta una carga a presión fácil, los efectos de la orientación de las cadenas moleculares (cristales), el ajuste de la cristalinidad y similares, es deseable cargar a presión el tocho 1 en la cavidad 2c calentándolo en la parte 2a cilíndrica contenedora a una temperatura cristalizable (Tc) entre su temperatura de transición vítrea (Tg) y la temperatura de fusión (Tm).

Esta temperatura para efectuar la deformación plástica mediante carga a presión es de 60 a 160ºC, preferiblemente de 80 a 110ºC en el caso del tocho 1 de poli(ácido láctico) mencionado previamente.

(10) Además, la presión, de la carga a presión es de 100 a 4.000 kg/cm^{2}, preferiblemente de 200 a 2.500 kg/cm^{2}.

Cuando la carga a presión se lleva a cabo bajo una presión extrema que supera 4.000 kg/cm^{2}, el peso molecular se reduce drásticamente debido a la fuerza de cizallamiento y el calor generado por la misma, de modo que se hace bastante difícil obtener el artículo moldeado 10 orientado por compresión que tiene alta resistencia. Además, cuando la presión de la carga a presión es menor que 1.000 kg/cm^{2}, es difícil cargar a presión el tocho 1 en la cavidad 2c que tiene un área de la sección menor que 2/3, de modo que no puede obtenerse un artículo moldeado orientado por compresión que tiene resistencia y dureza grandes.

(11) La velocidad de la carga a presión puede ser de 8 a 800 mm/minuto, preferiblemente de 40 a 60 mm/minuto, cuando se usa un molde formador usado generalmente o no es aplicable un tratamiento superficial especial para mejorar el deslizamiento sobre la superficie metálica.

Cuando se carga a presión a una velocidad inferior a 8 mm/minuto, una porción del tocho 1 no cargada a presión todavía en la cavidad 2c durante su carga a presión se endurece mediante el avance de la cristalización, de modo que la carga a presión se hace difícil. Por otra parte, cuando se carga a presión a una velocidad superior a 8 mm/minuto, se producen oscilaciones de relajación y el artículo moldeado se hace irregular, de modo que tal velocidad no es deseable.

La cristalinidad del artículo moldeado 10 orientado por compresión obtenido de la manera mencionada previamente cargando a presión el tocho 1 en la cavidad 2c cambia dependiendo del grado de deformación R de dicho artículo moldeado 10 y la temperatura, la presión, el tiempo (velocidad de carga a presión) y similares en el momento de la carga a presión, y la cristalinidad generalmente se hace alta a medida que se hace alto el grado de deformación R, la temperatura se hace alta, la presión se hace alta y el tiempo se prolonga.

(12) Es deseable que la cristalinidad del artículo moldeado 10 orientado por compresión esté dentro del intervalo de 30 a 60%, preferiblemente de 40 a 50%.

Puesto que los tornillos y los materiales para osteosíntesis obtenidos aplicando un procesamiento tal como trabajo de corte y similares al artículo moldeado 10 orientado por compresión que tiene tal intervalo de cristalinidad tienen un equilibrio apropiado en términos de la relación de fase cristalina a fase amorfa del polímero, la mejora de la resistencia y la dureza debida a la fase cristalina está muy armonizada con la flexibilidad debida a la fase amorfa, de modo que la fragilidad que es común en el caso de la fase cristalina sola no se genera y la propiedad blanda y débil que no tiene resistencia que es común en la fase amorfa sola no se genera. De acuerdo con esto, el artículo moldeado se convierte en un materia para osteosíntesis que tiene tenacidad y resistencias suficientemente altas en general.

Cuando la cristalinidad es menor que 30%, no puede esperarse generalmente una mejora de la resistencia por los cristales.

Por otra parte, la resistencia se mejora a medida que incrementa la cristalinidad, pero se genera considerablemente una propiedad frágil de rotura que se provoca fácilmente cuando se añaden impactos y similares debido a la falta de tenacidad cuando la cristalinidad se hace superior a 60%.

Además, es común generalmente que la cristalinidad del material polímero que ha de usarse en la presente invención se incremente gradualmente durante una etapa en la que el polímero se cambia hasta moléculas pequeñas a medida que su hidrólisis avanza en el cuerpo vivo, y el avance de la hidrólisis se reduce a medida que se incrementa la cristalinidad, de modo que su hidrólisis en moléculas suficientemente pequeñas para se absorbidas por el cuerpo vivo no puede efectuarse fácilmente, pero, cuando el polímero tiene la cristalinidad mencionada previamente de 30 a 60%, su probabilidad de provocar una velocidad de hidrólisis reducida en el cuerpo vivo no es tan grande, debido a que el hidrolizado se cambia simultáneamente hasta trozos más pequeños en el cuerpo vivo mediante fuerzas externas del exterior del cuerpo vivo.

A partir de estas razones, es deseable ajustar la cristalinidad del artículo moldeado 10 orientado por compresión hasta de 30 a 60% controlando el grado de deformación R del artículo moldeado 10 orientado por compresión y la temperatura, la presión, el tiempo y similares en el momento de la carga a presión dentro de los intervalos mencionados previamente o llevando a cabo un tratamiento de calentamiento breve a una temperatura de cristalización (por ejemplo, a una temperatura de 90 a 160ºC) después de la carga a presión.

(13) Cuando se acaba la carga a presión de tocho 1, el artículo moldeado 10 orientado por compresión se enfría y se libera del molde 2 formador, la parte 10a del material marginal no orientada del artículo moldeado 10 orientado por compresión se recorta y a continuación el artículo resultante se somete a procedimientos tales como corte, roscado, seccionamiento y similares para obtener un tornillo para osteosíntesis 30 equipado con una parte 31 de eje de tornillo, una parte 32 de cabeza de tornillo y un agujero 33 de inserción giratorio para montaje según se muestra en la figura 6.

El tornillo para osteosíntesis puede tener diversas conformaciones distintas a la conformación mostrada en la figura 6 y, por supuesto, el artículo moldeado puede procesarse como diversos materiales deseados para osteosíntesis distintos de tornillos, tales como pernos, clavos, botones, productos cilíndricos y similares, mediante medios tales como corte, roscado, taladrado, seccionamiento y similares.

En relación con esto, los medios mencionados previamente (por ejemplo, trabajo de corte y similares) no se requieren cuando el artículo moldeado 10 orientado por compresión, en forma de columna, delgado, obtenido después de recortar la parte 10a de materia marginal se usa directamente como una varilla para osteosíntesis.

Puesto que el tornillo para osteosíntesis 30 producido de la manera mencionada previamente es un producto obtenido mediante procesamiento (por ejemplo, trabajo de corte y similares) de un artículo moldeado 10 orientado por compresión denso (peso molecular medio determinado por viscosidad; de 10..0 a 400.000, cristalinidad: de 30 a 60%) que tiene una forma cristalina en la que los cristales están básicamente orientados en paralelo con un gran número de ejes de referencia y un grado de deformación R de 1,5 a 6,0, el tornillo tiene anisotropía pequeña en vista de la resistencia y es excelente en propiedades mecánicas tales como resistencia a la curvatura, módulo de curvatura, resistencia a la compresión, resistencia a la tracción, resistencia al desgarro, resistencia al cizallamiento, resistencia a la torsión, dureza superficial y similares, en comparación con los materiales estirados uniaxialmente de la técnica anterior para osteosíntesis y, siendo apropiado en su resistencia a la hidrólisis, mantienen su resistencia similar a la de huesos biológicos en el cuerpo vivo durante de 2 a 4 meses que son necesarios para la unión ósea y se degrada y se absorbe gradualmente a continuación a una velocidad de degradación apropiada tal que no provoca reacciones inflamatorias, de modo que es un material para implantes casi ideal.

(14) En el modo de práctica mencionado previamente, se usa como molde 2 formador un molde construido conectando verticalmente la parte 2a cilíndrica contenedora en una conformación cilíndrica que tiene un radio grande con la cavidad 2c en una conformación cilíndrica que tiene un radio pequeño, a través de la parte 20a reductora del diámetro en una conformación cónica descendente que tiene una conicidad con el mismo ángulo de inclinación \theta alrededor de toda la periferia.

Sin embargo, cuando se produce un material con conformación de placa para osteosíntesis, tal como una placa para osteosíntesis, puede efectuarse mediante el uso de un molde formador en el que una parte cilíndrica contenedora que tiene una sección rectangular está conectada con una cavidad que tiene una sección rectangular similar pero menor a través de una parte reductora del diámetro.

En ese caso, se obtiene un artículo moldeado con conformación de placa orientado diagonalmente desde cuatro lados hacia el eje vertical cuando la conicidad de la parte reductora del diámetro se dispone sobre cuatro lados, pero se obtiene un artículo moldeado con conformación de placa orientado desde ambos lados hacia la cara que contiene el eje vertical cuando la conicidad de la parte reductora del diámetro se dispone sólo sobre dos lados de la dirección longitudinal.

(15) Aunque el ángulo de inclinación \theta de la parte 20a reductora del diámetro se fija en el modo de práctica mencionado anteriormente del artículo en forma de columna, el eje L que se convierte en el núcleo mecánico del artículo moldeado o la cara M que contiene dicho eje L se desplaza del centro cuando el ángulo se cambia sobre toda la periferia o parcialmente o cuando el ángulo de inclinación \theta de ambos lados de la dirección longitudinal de un artículo moldeado prismático se cambia, de modo que la orientación se produce diagonalmente hacia el eje L o la cara M desplazados.

Por ejemplo, según se muestra en la figura 9, cuando se forma un artículo moldeado, moldeado por compresión, rectangular a partir del tocho 1 rectangular que tiene un área de la sección grande mediante moldeo por compresión usando el molde 2 formador en el que la parte 20a reductora del diámetro tiene diferentes ángulos de inclinación \theta_{1} y \theta_{2} (\theta_{1} < \theta_{2}) sobre los lados izquierdo y derecho, se obtiene un artículo moldeado orientado en el que la cara M está desplazada hacia el lado derecho.

Según se muestra en la figura 10, los cristales de este artículo moldeado orientado están orientados en paralelo con los ejes N y N' de referencia sesgados diagonalmente desde ambos lados hacia la cara M que está desplazada hacia el lado derecho.

Puesto que este artículo moldeado orientado por compresión tiene diferentes ángulos de orientación de los cristales en los lados izquierdo y derecho, se convierte en un artículo moldeado de conformación de placa que tiene diferentes resistencias en ambos lados y por lo tanto puede usarse adecuadamente cuando se requiere un material para osteosíntesis que tiene diferente resistencia en ambos lados.

Puesto que las resistencias de ambos lados pueden apartarse desplazando la posición de la cara M a través de varios cambios en el ángulo de inclinación \theta, pueden ajustarse a voluntad en respuesta a usos respectivos.

Según se describe previamente, los tipos del molde formador pueden seleccionarse en respuesta a conformaciones respectivas de los materiales para osteosíntesis que han de producirse y sus aplicaciones.

(c) Moldeo con orientación por forja

La figura 7 es una vista en sección que muestra las condiciones antes de la carga a presión del tocho 1 en la cavidad 2c del molde 2 formador, en un moldeo por orientación con forja como otro modo de la presente invención.

(1) En el molde formador que ha de usarse en este modo de práctica, una parte 2a cilíndrica contenedora en una conformación cilíndrica o (poli)angular cilíndrica se dispone sobre la parte central y una cavidad 2c en un disco hueco o una conformación de tablero (poli)angular hueco (conformación heteromórfica) que tiene un área de proyección mayor que el área de la sección de dicha parte 2a cilíndrica, y un pistón (ariete) o medios 2b de compresión similares se disponen sobre la parte superior de la parte 2a cilíndrica contenedora.

En este caso, es una condición básica que el grosor de la cavidad 2c (área de la sección transversal en la dirección de carga a presión) sea menor que el diámetro de la parte 2a cilíndrica contenedora (área de la sección transversal). La razón de esto es que el método de forja también se dirige a efectuar la orientación cristalina mediante presurización.

Tal condición puede satisfacerse sobre toda la porción o una parte de la cavidad 2c. Para cargar el material que ha de formarse en cada espacio de la cavidad 2c, el volumen del tocho 1 debe ser mayor que el volumen de la cavidad 2c.

Particularmente, cuando esta condición se satisface parcialmente (en una parte parcial) (en otras palabras, en el caso de un artículo moldeado que tiene una parte en la que el grosor (diámetro) de la cavidad 2c es parcialmente mayor que el diámetro del tocho 1 y las otras partes son menores que o iguales al último diámetro), el volumen del tocho 1 debe ser considerablemente mayor que el volumen total de la cavidad, para efectuar la carga a presión del material en cada espacio del molde.

(2) En el modo de práctica mostrado en la figura 7, el tocho 1 obtenido a partir de un material polímero mediante su moldeo en estado fundido en una conformación cilíndrica o cilíndrica (poli)angular (conformación heteromórfica) cuya conformación de la sección es idéntica a la conformación de la sección de la parte 2a cilíndrica contenedora y cuyo volumen es mayor que el volumen de la cavidad 2c está contenido en la parte 2a cilíndrica contenedora y se presuriza continuamente o intermitentemente con los medios 2b de compresión, efectuándose de ese modo la carga a presión del tocho 1 mediante su embutición y ensanchamiento desde la parte central de la cavidad 2c que tiene un área del plano proyectado grande hacia sus partes periféricas a una temperatura fría, de modo que puede obtenerse un artículo moldeado orientado por forja que tiene una conformación de disco o tablero (poli)angular.

A diferencia del caso del artículo moldeado orientado por compresión mencionado previamente, el artículo moldeado orientado por forja obtenido mediante este método es un artículo moldeado orientado por forja en el que las cadenas moleculares y los cristales están orientados desde la parte central de la cavidad 2c formadora hacia sus partes periféricas con un número grande de ejes en la dirección radial, orientándose básicamente en paralelo con un número grande de ejes de referencia. Por lo tanto, este es un artículo moldeado que tiene una forma de orientación que es evidentemente diferente de la de un producto simplemente estirado uniaxialmente.

(3) Tal modo de método es particularmente eficaz para la producción de materiales para osteosíntesis en una conformación tal como un cilindro, un tablero (poli)angular, un botón o similares, que tiene agujeros en el mismo, o de materiales prostéticos óseos con conformación de placa heteromórficos (materiales de relleno óseos) que tienen un grosor parcialmente diferente.

(4) La cavidad 2d mostrada en la figura 7 con líneas quebradas muestra un ejemplo en el que el valor R se incrementa gradualmente a medida que la cavidad se aproxima a su extremo en forma de punta. Esto es, este es un ejemplo en el que el mismo artículo moldeado tiene porciones en las que el valor R cambia dentro del intervalo de 2/3 a 1/6.

En este caso, el eje de orientación forma una condición en la que se corta en la dirección del grosor (hacia la parte inferior) a medida que alcanza el extremo en forma de punta de la cavidad 2d, de modo que el producto resultante se convierte en un artículo moldeado que tiene una forma de orientación compleja en la que esta condición está mutuamente enmarañada con la condición orientada radialmente mencionada previamente desde la parte central de la cavidad 2c formadora hacia sus partes periféricas.

(5) Las diversas condiciones descritas en el caso del moldeo con orientación por compresión (b) también pueden emplearse en el moldeo con orientación por forja (c).

(E) Producción de material para implantes

El método para la producción de material para implantes de la presente invención comprende básicamente las etapas de (a) preparar por adelantado una mezcla en la que un polvo de material biocerámico se mezcla con y se dispersa en, de manera sustancialmente uniforme, un polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible, (b) subsiguientemente producir un material premoldeado (por ejemplo, un tocho) mediante el moldeo en estado fundido de dicha mezcla y a continuación (c) elaborar dicho material premoldeado como un artículo moldeado orientado por compresión a través de su deformación plástica a una temperatura fría cargando a presión dicha material premoldeado en la cavidad de un molde formador de tipo cerrado que tiene un espacio estrecho cuya parte inferior está básicamente cerrada (en el caso de la orientación por compresión) o cargándolo a presión en un espacio estrecho de un molde formado cuyo grosor o anchura del área de la sección es parcialmente o enteramente más pequeño que el del material premoldeado o en la cavidad de un molde formador cuyo espacio es menor que el espacio para contener el material premoldeado (en el caso de la orientación por forja):

(a) Preparación de una mezcla de un polímero y un polvo de material biocerámico

(1) Para efectuar la mezcladura y la dispersión sustancialmente uniformes de un polvo de material biocerámico que provoca la agregación con relativa facilidad en un polímero de matriz, es deseable emplear un método en el que el polvo de material biocerámico se disperse a fondo en el polímero de matriz disuelto en un disolvente tal como diclorometano, cloroformo y similares, y el sistema de dispersión se precipita y se elabora como una mezcla añadiendo un no disolvente tal como etanol, metanol o similares.

En este caso, la concentración del polímero disuelto y la relación de disolvente a no disolvente puede decidirse de acuerdo con el tipo y el grado de polimerización del polímero.

(2) La relación de mezcladura de polvo de material biocerámico/polímero de matriz es de 10% en peso a 60% en peso, preferiblemente de 20 a 50% en peso, más preferiblemente de 30 a 40% en peso.

Cuando la relación de mezcladura es menor que 10% en peso, la relación volumétrica del polvo biocerámico es pequeña, de modo que las propiedades que han de esperarse por los materiales biocerámicos, tales como unión directa a huesos, conducción ósea e inducción ósea, no se expresan fácilmente, y la sustitución por los huesos biológicos también es relativamente lenta de modo similar al caso del polímero solo.

Además, cuando la relación supera 60% en peso, el moldeo no puede efectuarse fácilmente debido a la fluidez insuficiente del sistema de mezcla en el momento de la termoconformación y, puesto que no se obtiene el efecto aglutinante apropiado debido a una cantidad insuficiente del polímero en el artículo moldeado, la sustancia de relleno y el polímero son propensos a separarse y el producto se hace frágil desde el punto de vista de la resistencia.

Además, puesto que la exposición del polvo de material biocerámico y el de la superficie del material para osteosíntesis se produce rápidamente durante su etapa de degradación en el cuerpo vivo, es posible provocar la generación de toxicidad en el cuerpo vivo.

Cuando la relación de mezcladura está dentro de este intervalo, características deseables tanto del polvo de material biocerámico como de la matriz de polímero se expresan notablemente desde los puntos de vista tanto de la estructura como de la función del material compuesto.

(b) Moldeo en estado fundido

(1) Aunque el material compuesto de la presente invención pertenece a materiales compuestos reforzados con partículas, un sistema de polímero que contiene una gran cantidad de un polvo de material biocerámico, tal como el caso del material para implantes de la presente invención, generalmente es escaso en fluidez, de modo que es difícil llevar a cabo la termoconformación.

Puesto que es necesario considerar la seguridad del implante para el cuerpo vivo, es mucho más difícil llevar a cabo la conformación bajo la presente situación en la que no puede usarse un agente de acoplamiento de titanio que es notablemente eficaz para mejorar la fluidez.

Cuando tal material compuesto que tiene escasa fluidez se termoconforma mediante un medio tal como moldeo por extrusión general o similares, en el que se añade fuerza de cizallamiento en el momento del amasado y la fusión, el propio polímero provoca flujo de deformación con sus características de flujo originales, pero, puesto que el polvo de material biocerámico cargado no tiene una propiedad para fluir plastificándose con calor, se forman huecos debido a la separación sobre la superficie del polímero y las partículas de material biocerámico en el momento de la transferencia de deformación de flujo por el molde formador, de modo que se produce como resultado un artículo moldeado que tiene una densidad irregular, y no puede evitarse la tendencia a reducir la resistencia del artículo moldeado.

(2) Cuando un sistema de polímero que contiene una gran cantidad de una sustancia de relleno, tal como un polvo de material biocerámico o similares, se somete a un moldeo primario (producción de un material premoldeado mediante moldeo en estado fundido), como el caso de la presente invención, es ventajoso un moldeo por extrusión en estado fundido de tipo ariete (pistón), pero también es eficaz usar un tipo especial de método de moldeo por compresión tal como moldeo por inyección, moldeo por compresión o similares, en el que se tiene en cuenta el problema de generar huecos mencionado previamente.

Esto es, el moldeo en estado fundido para la producción de un tocho puede llevarse a cabo a una condición de temperatura del punto de fusión o más del polímero, pero su peso molecular se reduce considerablemente cuando la temperatura es demasiado alta, de modo que es deseable llevar a cabo el moldeo en estado fundido a una temperatura ligeramente superior que el punto de fusión para prevenir el deterioro térmico y la generación de huecos.

Por ejemplo, cuando el poli(ácido láctico) mencionado previamente que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de aproximadamente 150.000 a 700.000 se usa como el polímero, su peso molecular medio determinado por viscosidad después del moldeo en estado fundido puede mantenerse a un nivel de 100.000 a 600.000, seleccionando una condición de temperatura entre su punto de fusión y 200ºC, preferiblemente aproximadamente 190ºC, y llevando a cabo en todo momento la retirada de agua y el secado de polímero por adelantado.

De la misma manera, para evitar la reducción del peso molecular debido al calor generado por fricción, es deseable emplear una condición de presión que sea una presión mínima capaz de realizar el moldeo en estado fundido, por ejemplo 300 kg/cm^{2} o menos, preferiblemente de 150 a 250 kg/cm^{2}.

Sin embargo, estas condiciones pueden cambiarse de acuerdo con cada situación, debido a que pueden variar significativamente dependiendo de la composición, el tamaño (grosor, diámetro, longitud) y similares del material premoldeado (tocho).

(3) Es deseable llevar a cabo el moldeo en estado fundido del tocho de tal manera que su conformación de sección se haga similar a la conformación de sección de la cavidad de un molde para usar en el moldeo con orientación por compresión, y, cuando la cavidad tiene una conformación de sección circular, el tocho se moldea en estado fundido de tal manera que se convierte en una conformación en columna que tiene una conformación de sección circular más grande.

Cuando el tocho tiene una conformación de sección similar a la conformación de sección de la cavidad, el tocho puede cargarse a presión en la cavidad efectuando su deformación plástica con compresión uniforme desde la periferia, de modo que puede obtenerse un artículo moldeado orientado por compresión uniforme.

(4) En ese caso, es deseable llevar a cabo el moldeo en estado fundido bajo una condición tal que el área de la sección del tocho se haga de 1,5 a 5,0 veces mayor que el área de la sección de la cavidad. Cuando el área de la sección del tocho es menor que 1,5 veces el área de la sección de la cavidad, es difícil obtener un artículo moldeado orientado por compresión que tenga resistencia y dureza grandes debido a la baja relación de compresión de la orientación de cadenas moleculares y cristales en el momento de su carga a presión, y, cuando su área de la sección es mayor que 5,0 veces el área de la sección de la cavidad, es difícil efectuar su carga a presión, y, incluso si pudiera hacerse, provocaría la fibrilación y el agrietamiento fácil entre fibrillas debido a la orientación excesiva del polímero.

Después de la terminación de la etapa secundaria mediante orientación por compresión de este modo, una conformación deseada se recorta mediante un procesamiento terciario tal como trabajo de corte o similares.

(5) En algunos casos (particularmente en el caso de conformaciones de sección complejas), un tocho como el material premoldeado puede someterse a un trabajo de corte para formarlo como una conformación deseada adecuada para el moldeo secundario de la siguiente etapa mediante una orientación por presión tal como orientación por forja u orientación por compresión.

(c) Moldeo por compresión en un molde de tipo cerrado

Puede obtenerse un artículo moldeado orientado a lo largo de múltiples ejes sometiendo un tocho como el artículo moldeado primario a moldeo a presión usando un molde de tipo cerrado para uso en el moldeo secundario.

Con respecto a la etapa de moldeo secundario, el grado de deformación, la temperatura de deformación plástica, la presión de deformación plástica, la acción de la orientación por presión y similares de (1) el moldeo por compresión y (2) el moldeo por forja son similares a las diversas condiciones descritas en lo precedente en relación con el método de producción de materiales para osteosíntesis.

De acuerdo con el método tal como (1) moldeo por compresión o (2) moldeo por forja, las fuerzas externas en el momento del moldeo con orientación actúan en la dirección entrante hacia el propio material, que es la dirección opuesta de estiramiento, de modo que el material adquiere un estado denso.

De acuerdo con esto, la superficie entre las partículas de material biocerámico y el polímero de matriz se cambia hasta un estado más cercano, e incluso los huecos microscópicos formados en la etapa de mezcladura a través de aire presente en la superficie desaparece, de modo que se obtiene una densidad alta. En otras palabras, ambos materiales adquieren una estructura más integralmente unida.

Además de lo previo, puesto que el eje de la cadena molecular y la fase cristalina están orientados en el polímero de matriz, el material compuesto resultante muestra una resistencia notablemente alta.

Puesto que su modo puede observarse mediante la ilustración mencionada previamente [tipo reforzado con partículas + reforzado con matriz] (c) de la figura 15, este modo es evidentemente diferente del método de refuerzo de la técnica anterior mediante combinación de materiales.

Cuando se forma un tocho mediante orientación por presión, la cristalización avanza en el momento de la orientación durante la etapa de moldeo. La cristalinidad varía dependiendo del tiempo y la temperatura de moldeo y, en el caso de un material compuesto que contiene una gran cantidad de un polvo de material biocerámico como una sustancia de relleno como el caso de la presente invención, el crecimiento de los cristales de polímero de matriz es inhibido por los materiales biocerámicos y los cristales son propensos a romperse en trozos por la presión en el momento de la deformación plástica, de modo que la cristalinidad se hace ligeramente más pequeña que la de un caso en el que se moldea un polímero de matriz solo para la misma orientación. Este es un fenómeno deseable desde el punto de vista de la velocidad de degradación y la reacción tisular en el cuerpo vivo.

(F) Características tales como propiedades físicas y similares del material para implantes

(a) El artículo moldeado orientado por presión de la presente invención es denso debido a la compresión mediante presión en el momento del moldeo, y su anisotropía en vista de la resistencia también se reduce a medida que se incrementa el número de ejes de referencia a lo largo de los cuales se orientan los cristales.

Por otra parte, cuando el eje de referencia es uniaxial, los cristales (cadenas moleculares) se orientan uniformemente en paralelo a la dirección del eje de referencia.

De acuerdo con esto, la rotura del artículo moldeado orientado por presión de la presente invención se produce difícilmente debido a propiedades mecánicas bien equilibradas tales como resistencia a la curvatura, módulo de curvatura, resistencia a la tracción, resistencia al desgarramiento, resistencia al cizallamiento, resistencia a la torsión, dureza superficial y similares.

(b) Propiedades físicas

El material para implantes de la presente invención que tiene una resistencia de curvatura de 150 a 320 MPa y un módulo de curvatura de 6 a 15 GPa se obtiene dependiendo de la cantidad de carga de materiales biocerámicos, el grado de deformación y el peso molecular.

Con respecto a otras resistencias físicas, puede obtenerse un material que tiene una resistencia a la tracción de 80 a 180 MPa, una resistencia al cizallamiento de 100 a 150 MPa y una resistencia a la compresión de 100 a 150 MPa, y estos valores son similares a las resistencias de huesos corticales humanos en general y más fuertes que los de huesos corticales humanos sintéticamente, de modo que puede decirse que esta cerca del ideal como implantes.

Por ejemplo, cuando una mezcla preparada mezclando y dispersando uniformemente 30% en peso de HA que tiene un tamaño de partícula medio de 5 \mum en un homopolímero de ácido L-láctico que tiene el intervalo mencionado previamente de peso molecular medio determinado por viscosidad inicial se somete a moldeo en estado fundido y el tocho así obtenido se somete a continuación a moldeo con orientación mediante deformación por presión a una temperatura fría bajo una condición tal que el grado de deformación R = S_{0}/S se hace 1,5 o más, se obtiene un artículo moldeado orientado por presión que tiene una resistencia a la curvatura de 250 MPa o más, que supera suficientemente la resistencia a la curvatura de huesos corticales.

Cuando el grado de deformación R que cambia el grado de orientación se aumenta, la resistencia mecánica del material compuesto en la dirección de la máquina se mejora. Además, cuando la cantidad de carga del polvo de material biocerámico se incrementa al mismo tiempo, se obtiene un producto que tiene alto módulo de curvatura.

De este modo, pueden obtenerse materiales para implantes que tienen una resistencia a la curvatura que supera 300 MPa y un módulo de curvatura cercano al valor 15 GPa de los huesos corticales.

Debido a que la unidad es GPa, se puede considerar que el intervalo de 6 a 15 GPa en el módulo de curvatura no es muy diferente desde el punto de vista numérico. Sin embargo, cuando el valor es aproximadamente 10 GPa o más, provoca grandes diferencias cuando se compara con un valor inferior que el nivel que se acaba de describir, en términos de una resistencia a la curvatura o la en el momento de la inserción, una resistencia para deformar una placa o la rigidez de la misma, cuando se aplica al uso práctico, de modo que se encuentran diferencias mayores que el valor numérico en términos de utilidad física cuando se usa, por ejemplo, como un material para osteosíntesis.

(c) Pueden obtenerse implantes para uso médico a partir del artículo moldeado compuesto de alta resistencia orientado por presión de la presente invención en la conformación de una varilla o similares, cortándolo adicionalmente como un artículo moldeado final por medio de un procesamiento tal como trabajo de corte o similares.

(d) Características del material para implantes

El materia para implantes de la presente invención tiene las siguientes características.

(i) Puesto que contiene partículas finas de 0,2 a 50 \mum de tamaño o masas ensambladas de las mismas (agregados) en una gran cantidad de 10 a 60% en peso y en un estado uniforme, un gran número de partículas de material biocerámico se exponen sobre la superficie después de su raspado por medios tales como el trabajo de corte o similares, de modo que muestra excelente compatibilidad biológica y los materiales biocerámicos se unen directamente a los huesos biológicos en una fase temprana después de su implante, y como resultado se incrementa la capacidad de fijación inicial.

(ii) Puesto que se produce mediante un nuevo método de refuerzo con material compuesto que refuerza el material mediante una matriz de polímero en la que las cadenas moleculares o los cristales de un polímero que tienen un peso molecular y una distribución del mismo apropiados están orientados, y también mediante materiales biocerámicos, puede diseñarse de tal modo que se añada al mismo una alta resistencia inicial, se mantiene casi el mismo nivel de la resistencia al menos durante los 2 a 4 meses requeridos para la unión ósea y se degrada gradualmente a continuación a una velocidad que no provoca reacciones tisulares.

(iii) Puesto que el polvo de material biocerámico está presente continuamente en el interior del material compuesto, el polvo se expone sobre la superficie del material mediante degradación gradual y de ese modo contribuye a la unión del material a huesos biológicos.

Además, puesto que el polvo de material biocerámico mejora la inducción ósea y la conducción ósea y finalmente rellena una cavidad después de la desaparición del polímero rápidamente, la sustitución de huesos biológicos se hace eficazmente.

(iv) Puesto que partículas finas de material biocerámico están contenidas en el material compuesto en una gran cantidad, pueden tomarse fotografías apropiadas mediante una fotografía de rayos X simple, de modo que la observación por rayos X de la condición y el procedimiento de tratamiento terapéutico puede realizarse eficazmente, lo que es imposible en el caso de un polímero solo.

Además de lo previo, el polímero de matriz y el material biocerámico tienen resultados reales de su uso práctico en el campo clínico, son seguros para el cuerpo vivo y tienen excelente biocompatibilidad. Por consiguiente, puede decirse que este material compuesto para uso en implantes es uno de los biomateriales ideales.

Breve descripción de los dibujos

La figura 1 es una ilustración esquemática que muestra las condiciones de orientación de un material de columna para osteosíntesis. La figura 1 (A) muestra las condiciones de orientación de una sección longitudinal y la figura 1 (B) muestra una vista en planta de las condiciones de orientación.

La figura 2 es una ilustración esquemática que muestra las condiciones de orientación de un material similar a una placa para osteosíntesis. La figura 2 (A) muestra las condiciones de orientación de una sección longitudinal y la figura 2 (B) muestra una vista en planta de las condiciones de orientación.

La figura 3 muestra esquemáticamente las condiciones de orientación de cristales en una sección longitudinal de un artículo moldeado. La figura 3 (A) muestra las condiciones de orientación cuando un eje o una cara que se convierte en el núcleo mecánico está situado sobre la posición central o una posición que tiene la misma distancia de ambos lados, la figura 3 (B) muestra un caso en el que el eje o la cara mencionados previamente se desplaza de la posición central o una posición que tiene la misma distancia desde ambos lados, la figura 3 (C) muestra un caso en el que el eje mencionado previamente está completamente desplazado, y la figura 3 (D) muestra las condiciones de orientación de un artículo moldeado estirado uniaxialmente habitual.

La figura 6 es una vista en alzado que muestra un ejemplo de tornillo para osteosíntesis obtenido llevando a cabo finalmente un trabajo de corte.

La figura 7 es una vista en sección que muestra las condiciones del moldeo con orientación mediante deformación por forja, antes de la carga a presión de un tocho en la cavidad de un molde formador.

La figura 8 es una vista en sección esquemática que describe el mecanismo de la orientación cristalina en el moldeo con orientación mediante deformación por compresión.

La figura 9 es una vista en sección esquemática que describe las condiciones antes de la carga a presión de un tocho en la cavidad de un molde formador, en un moldeo con orientación mediante deformación por compresión usando un molde formador en el que ambos ángulos de inclinación de su parte reductora de diámetro son diferentes entre sí.

La figura 10 es una ilustración esquemática que muestra las condiciones de orientación de cristales de un material similar a placa para osteosíntesis. La figura 10 (A) muestra las condiciones de orientación de una sección longitudinal y la figura 10 (B) muestra una vista en planta de las condiciones de orientación.

La figura 11 (A) es una vista en alzado lateral de un tocho usado en la Prueba de Confirmación (1) y la figura 11 (B) es su vista en planta.

La figura 12 es una vista en alzado lateral de una barra redonda después del moldeo con orientación mediante deformación por compresión llevado a cabo en la Prueba de Confirmación (1).

La figura 13 (A) es una vista en alzado lateral de un tocho usado en la Prueba de Confirmación (2), y la figura 13 (B) es su vista en planta.

La figura 14 es una vista en alzado lateral de un artículo moldeado después del moldeo con orientación mediante deformación por compresión llevado a cabo en la Prueba de Confirmación (2).

La figura 15 es una vista esquemática en la que la estructura interna del material compuesto de la presente invención se compara con las de los materiales compuestos de la técnica anterior, con respecto a los métodos de refuerzo de materiales compuestos.

Descripción de las marcas

La marca 1 es un tocho, 2 es un artículo moldeado, 2a es una parte cilíndrica contenedora, 2b es un medio de compresión, 2c y 2d son cavidades, 10 es un artículo moldeado orientado por compresión, 10a es una parte de material marginal, 11 es un material para osteosíntesis o un material para implantes, 11a es un material para implantes convencional, 12 es un perno blanco y opaco, 20a es una parte reductora del diámetro, 30 es un tornillo para osteosíntesis, 31 es una parte de eje de tornillo, 32 es una parte de cabeza de tornillo y 33 es un agujero de inserción giratorio de montaje.

Mejor modo para llevar a cabo la invención

Ejemplos de la presente invención se dan a continuación a modo de ilustración y no a modo de limitación.

Métodos de medida de diversos valores físicos se describen en lo siguiente.

(i) Resistencia a la curvatura y módulo de curvatura: Medidos de acuerdo con el procedimiento de JIS-K-7203 (1982).

(ii) Resistencia a la tracción: Medida de acuerdo con el procedimiento de JIS-K- 7113 (1981).

(iii) Resistencia al cizallamiento: Medida de acuerdo con R. Suuronen y otros [R. Suuronen, T. Pohjonen y otros, J. Mater. Med., (1992) 426].

(iv) Densidad: Medida de acuerdo con el procedimiento de JIS-K-7112 (1980).

(v) Cristalinidad: Calculada a partir de la entalpía máxima de fusión medida usando un calorímetro de exploración diferencial (DSC).

(vi) Momento de torsión de rotura: Un valor medido mediante un medido del momento de torsión (medidor Neji, fabricado por Sinpo Kogyo).

Ejemplo 1 Ejemplo de orientación mediante deformación por compresión; casi 1

Usando una extrusora, poli(ácido L-láctico) que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000 se extruyó en estado fundido a 190ºC para obtener un tocho prismático con un tamaño de altura x anchura = 60 mm x 60 mm y 50 mm de longitud, que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 300.000. Este tocho se introdujo en una parte cilíndrica contenedora de un molde formador que tiene la misma conformación de sección, se calentó a 110ºC y a continuación se cargó a presión en una cavidad de altura x anchura x longitud = 35 mm x 35 mm x 120 mm con una presión de 2.000 kg/cm^{2} a través de su parte reductora del diámetro. Después de enfriar, el artículo moldeado orientado por compresión prismático resultante (grado de deformación R = 3) se liberó del molde formador, su parte de material marginal se recortó y a continuación dicho artículo moldeado se cortó en rebanadas en la dirección longitudinal como una conformación similar a una placa de 300 mm de grosor, produciendo de ese modo una placa para osteosíntesis.

Las propiedades físicas de la placa para osteosíntesis así obtenida se compararon con las de una placa de un ejemplo comparativo para osteosíntesis que tenía la misma conformación obtenida a partir del poli(ácido láctico) mediante un estiramiento triple en la dirección del eje longitudinal, con los resultados mostrados en la siguiente Tabla 1. En relación con esto, la densidad del tocho se midió antes de su carga a presión y se muestra en la Tabla 1.

(Tabla pasa a página siguiente)

1

En relación con esto, la placa estirada de ejemplo comparativo se obtuvo mediante estiramiento triple del mismo tocho en la dirección del eje longitudinal en un baño de parafina de 110ºC.

Según se muestra en la Tabla 1, la placa para osteosíntesis compuesta por un artículo moldeado orientado por compresión es de gran densidad y tiene una resistencia a la curvatura, un módulo de curvatura y una resistencia al cizallamiento altos en comparación con la placa para osteosíntesis compuesta por un artículo estirado uniaxialmente, y, por supuesto, la densidad es superior que la del tocho antes de su carga a presión.

Esto es, se considera que las resistencias de la placa para osteosíntesis obtenidas mediante el método de producción de la presente invención se incrementaban como un todo en comparación con las del artículo orientado uniaxialmente cualitativamente diluido obtenido mediante orientación por estiramiento, debido que los cristales de la primera placa estaban básicamente orientados a lo largo de la superficie de la parte reductora del diámetro, diagonalmente desde su periferia hacia el eje central, recibiendo una fuerza de cizallamiento por fricción sobre la superficie de la parte reductora del diámetro cuando el tocho se cargaba a presión en la cavidad del molde formador, de modo que se hace cualitativamente denso sin anisotropía en vista de la resistencia.

Además, puesto que la temperatura y la velocidad de moldeo para la deformación plástica se seleccionaban apropiadamente, su cristalinidad se controlaba a un nivel relativamente bajo. De acuerdo con esto, esta placa tiene una excelente tenacidad y su velocidad de degradación está dentro de un intervalo tal que no induce reacciones biológicas.

Ejemplo 2 Ejemplo de orientación mediante deformación por compresión; caso 2

Usando una extrusora, poli(ácido L-láctico) que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000 se extruyó en estado fundido a 190ºC para obtener un tocho cilíndrico de 13 mm de diámetro y 50 mm de longitud que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 300.000. Según se muestra en la figura 4, este tocho se introdujo en una parte cilíndrica contenedora de un molde formador, que tenía una conformación cilíndrica de 13 mm de diámetro, se calentó a 110ºC y a continuación se cargó a presión en una cavidad cilíndrica de 8,5 mm de diámetro y 92 mm de longitud con una presión de 1.800 kg/cm^{2} mientras se efectuaba la deformación plástica, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión cilíndrico (grado de deformación R = 2,3) que tenía el mismo tamaño de la cavidad.

A continuación, el artículo moldeado orientado por compresión se sometió a un trabajo de corte para producir un perno para osteosíntesis que tenía un diámetro de 3,2 mm y una longitud de 40 mm, y sus propiedades físicas se examinaron de la misma manera que se describe en el Ejemplo 1.

Su momento de torsión de rotura también se midió mediante un medidor del momento de torsión. Los resultados se muestran en la Tabla 2.

Como un ejemplo comparativo, se produjo un perno para osteosíntesis que tenía la misma conformación y una relación de estiramiento de 2,3 a partir del poli(ácido L-láctico) estirando el mismo tocho en la dirección del eje longitudinal, y sus propiedades físicas se midieron y se compararon. Los resultados se muestran en la Tabla 2.

(Tabla pasa a página siguiente)

2

Según se muestra en la Tabla 2, el perno para osteosíntesis obtenido mediante el método de producción de la presente invención tiene resistencia a la curvatura y módulo de curvatura altos y también es denso con una gran densidad en comparación con el perno para osteosíntesis obtenido mediante estiramiento. Además, puede observarse que el primero tiene un valor del momento de torsión de rotura grande y por lo tanto es más resistente contra la torsión que el último.

Según se describe en lo precedente, estos resultados parecen apoyar que el primero mostraba una gran resistencia contra la torsión alrededor de su eje longitudinal debido a una anisotropía reducida en vista de la resistencia, debido a que sus ejes cristalinos están básicamente orientados a lo largo de la superficie de la parte reductora del diámetro, diagonalmente desde la periferia externa del perno para osteosíntesis hacia su eje central, mientras que los ejes cristalinos del último están orientados uniaxialmente sólo en la dirección del eje longitudinal.

Ejemplo 3 Ejemplo de orientación mediante deformación por compresión; caso 3

Usando una extrusora, poli(ácido L-láctico) que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 300.000 se extruyó en estado fundido a 188ºC para obtener un tocho cilíndrico de 13 mm de diámetro y 50 mm de longitud que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 220.000. Según se muestra en la figura 4, este tocho se introdujo en una cavidad contenedora de un molde formador, que tenía una conformación cilíndrica de 13 mm de diámetro, se calentó a 100ºC y a continuación se cargó a presión en una cavidad de moldeo cilíndrica de 10,6 mm de diámetro y 60 mm de longitud con una presión de 400 kg/cm^{2}, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión cilíndrico (grado de deformación R = 1,5) que tenía el mismo tamaño de la cavidad. A continuación, el artículo moldeado se sometió a un trabajo de corte para producir un perno para osteosíntesis que tenía un diámetro de 2,3 mm y una longitud de 40 mm y sus propiedades físicas se examinaron de la misma manera que se describe en el Ejemplo 1.

Los resultados se muestran en la Tabla 3.

Ejemplo 4 Ejemplo de orientación mediante deformación por forja; caso 1

Usando una extrusora, poli(ácido L-láctico) que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 250.000 se extruyó en estado fundido a 188ºC para obtener un tocho cilíndrico de 50 mm de diámetro y 43 mm de longitud (incluyendo una parte de material marginal) que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 200.000. Según se muestra en la figura 7, usando un molde formador que tenía una conformación mostrada en la figura 4 en el que una parte cilíndrica contenedora que tiene un diámetro de 50 mm está conectada a una cavidad de conformación de disco hueco de 100 mm de diámetro y 10 mm de grosor verticalmente sobre el mismo eje, el tocho que se acaba de describir se introdujo en la parte cilíndrica contenedora, se calentó a 100ºC y a continuación se cargó a presión en la cavidad con una presión de 2.500 kg/cm^{2} mientras se efectuaba la deformación plástica, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por forja con conformación de disco (grado de deformación hacia la dirección del diámetro = 2,0) que tenía el mismo tamaño de la cavidad.

A continuación, se cortó una pieza de prueba de la pieza moldeada por forja en la dirección del radio excluyendo la parte cilíndrica central, y se midieron sus propiedades.

Los resultados se muestran en la Tabla 3.

A diferencia de la cara cristalina del Ejemplo 3 mencionado previamente, esta pieza de prueba es un artículo moldeado que tiene una orientación facial grande en la que múltiples ejes de orientación están orientados radialmente desde la posición central del disco hacia su periferia externa.

Ejemplo 5 Ejemplo de orientación mediante deformación por compresión; caso 4

Se obtuvo un tocho que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 300.000 extruyendo poli(ácido láctico) que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000 bajo las mismas condiciones del método del Ejemplo 2. A continuación, este tocho se introdujo en una parte cilíndrica contenedora de un molde formador, que tenía una conformación cilíndrica de 13 mm de diámetro, y a continuación se cargó a presión en una cavidad cilíndrica de 11,9 de diámetro y 46 mm de longitud con una presión de 80 kg/cm^{2} bajo las mismas condiciones del Ejemplo 2, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión que tenía un grado de deformación R de 1,2.

La resistencia a la curvatura y la densidad eran superior que las de un artículo estirado obtenido mediante un estiramiento uniaxial a una relación de estiramiento idéntica al grado de deformación R. Sin embargo, la resistencia a la curvatura de este artículo moldeado era inferior que el valor límite inferior de 150 a 200 MPa que es la resistencia de huesos corticales generales. Por consiguiente, parece que un grado de deformación R de al menos 1,5 o más, como el caso del Ejemplo 2, es necesario para obtener una resistencia de 150 MPa o más.

Ejemplo 6 Ejemplo de orientación mediante deformación por compresión; caso 5

Se hizo un intento de obtener un artículo moldeado orientado por compresión que tuviera un grado de deformación R de 6,0 introduciendo el mismo tocho de poli(ácido láctico) obtenido en el Ejemplo 5 en una parte cilíndrica contenedora de un molde formador, que tenía una conformación cilíndrica de 13 mm de diámetro, y cargándolo a presión en una cavidad de 5,3 mm de diámetro y 220 mm de longitud bajo las mismas condiciones del Ejemplo 2. Sin embargo, se requería una presión extremadamente alta de 10.000 kg/cm^{2} para la carga a presión. Además, se encontraron grietas en el artículo moldeado así obtenido.

De la misma manera, se hizo otro intento en el caso de un grado de deformación R de 5,5. El artículo moldeado así obtenido tenía grietas parcialmente y por lo tanto no era suficientemente satisfactorio.

Sin embargo, se obtuvo un artículo moldeado orientado por compresión con buena calidad cuando el ángulo de inclinación de la parte reductora del diámetro se reducía (15º) y el molde se trataba de tal manera que su superficie se hacía deslizante.

Ejemplo 7 Ejemplo de orientación mediante deformación por compresión; caso 6

Usando un copolímero de poli(ácido L-láctico) y poli(ácido glicólico) (relación molar = 95:5) que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000, se preparó un artículo moldeado orientado por compresión cilíndrico mediante el mismo método del Ejemplo 2 y se midieron sus propiedades físicas. Los resultados se muestran en la Tabla 3.

Puesto que la cristalinidad de un copolímero se reduce hasta un nivel inferior que el de un homopolímero, su resistencia también se reduce hasta un nivel ligeramente inferior que el del homopolímero, pero este artículo moldeado orientado por compresión tiene suficiente resistencia para usarse como un material para osteosíntesis y posee una ventaja ya que su degradación en el cuerpo vivo es más rápida que el caso de un homopolímero.

Prueba de confirmación

Los siguientes experimentos se llevaron a cabo para confirmar que el artículo moldeado orientado obtenido mediante la presente invención tiene una forma de orientación que es diferente de un artículo moldeado orientado uniaxialmente obtenido mediante estiramiento en la dirección del eje longitudinal.

(1) Según se muestra en la figura 11, se abrió un agujero pasante de 2,0 mm de diámetro a través de un tocho transparente de poli(ácido L-láctico) obtenido mediante el moldeo en estado fundido mencionado previamente, y el agujero se rellenó completamente insertando un perno 12 blanco y opaco de poli(ácido L-láctico) que tenía el mismo diámetro que se había obtenido mezclando el mismo poli(ácido L-láctico) con un pigmento blanco inorgánico.

Esto se cargó al molde descrito en el ejemplo y se sometió a moldeo con orientación por compresión mediante el mismo método con un ángulo de inclinación de 45º de la parte reductora del diámetro y con un grado de deformación de 2,8. Como resultado, se obtuvo un perno 12 formado con la conformación de la figura 12.

La barra redonda blanca y opaca que tenía un diámetro pequeño formaba una condición curvada con un ángulo de \thetam = 28º bordeando su parte central. El grosor de la barra redonda en el artículo transparente de poli(ácido L-láctico) formado se deformaba no en la dirección del diámetro sino a lo ancho en la dirección longitudinal (hasta un grosor correspondiente al grado de deformación).

(2) De forma similar al caso de (1) se abrieron tres agujeros pequeños de 2,0 de diámetro x 10 mm a través de la parte inferior del tocho transparente de poli(ácido L-láctico) según se muestra en la figura 13, y el perno 12 blanco y opaco de poli(ácido L-láctico) usado en (1) se insertó en cada agujero.

A continuación, se llevó a cabo el moldeo con orientación por compresión a un grado de deformación de 2,8. Como resultado, se obtuvo un artículo moldeado que tenía una conformación mostrada en la figura 14. La barra B redonda de pequeño diámetro insertada en la parte central del tocho y las barras A y C redondas insertada ambas en partes más cercanas a la periferia externa en el mismo diámetro formaban un ángulo de \thetam = 28º, y B alcanzaba la cara inferior, pero A y C tomaban un estado elevado desde la cara inferior según se muestra en la figura 14.

Aunque está influenciado por el ángulo de inclinación (45º en este caso) y el grado de deformación (2,8 en este caso) de la parte cónica del molde formador de (1) y (2), el ángulo de 28º estaba más cercano al ángulo de \thetam \approx 30º obtenido mediante una fórmula teórica tan\thetan = tan\theta/[A(A^{0,5} - 1)] (en este caso, \theta = 45º y A = 2,8).

Como es evidente a partir de los experimentos de (1) y (2), en un artículo moldeado obtenido mediante un moldeo con orientación a través de deformación por compresión usando un molde como el mostrado en la figura 4, una porción del material con el mismo diámetro del tocho avanza en la cavidad de moldeo delante de otras porciones cuando está cerca de la posición central y otra porción cercana a la periferia externa se fuerza en la cavidad de moldeo más allá de la primera.

Así, se confirmó que el ángulo del material central con el material de la periferia externa está influenciada por el ángulo de la cara cónica, pero se hace cercano al ángulo teórico \thetam en respuesta al grado de deformación.

En otras palabras, el material con el mismo diámetro forma una cara de orientación de "conformación cónica" como un agujero excavado por un antlión, en la que los ejes de orientación forman radios continuamente, teniendo un ángulo de \thetam, y también forma un modo de orientación en el que estas caras de orientación se continúan en la dirección del eje longitudinal.

Tal modo es claramente diferente desde la orientación uniaxial simple obtenida estirando en la dirección del eje longitudinal. Puede entenderse fácilmente que este modo de aplicación se obtiene en la figura 10, y un modo más complejo de orientación se obtiene en el caso del moldeo por forja de la figura 7.

Ejemplo 8 Moldeo por compresión; caso 7

Hidroxilapatito (HA) que tenía un tamaño de partícula máximo de 31,0 \mum, un tamaño de partícula mínimo de 0,2 \mum y un tamaño de partícula medio de 1,84 \mum (sintetizado a 900ºC) se suspendió en alcohol etílico y se añadió a diclorometano en el que se había disuelto 4% en peso de poli(ácido L-láctico) (PLLA) que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000, y la mezcla se agitó para efectuar la dispersión uniforme sin provocar la agregación secundaria de HA. Mientras se agitaba, se añadió a esto adicionalmente alcohol etílico, efectuando de ese modo la coprecipitación de PLLA y HA. A continuación, esto se filtró y se secó completamente para obtener gránulos de PLLA en los que HA que tenía el tamaño de partícula mencionado previamente estaba uniformemente dispersado en una relación de 20, 30, 40, 50 ó 60% en peso.

Esto se sometió a moldeo en estado fundido a 185ºC usando una extrusora para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 13,0 mm, una longitud de 40 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 250.000.

A continuación, según se muestra en la figura 4 y la figura 5, este tocho se calentó a 110ºC en una parte cilíndrica contenedora que tenía un agujero de 13,0 mm de diámetro y a continuación se moldeó cargándolo a presión en una cavidad que tenía un agujero de 7,8 mm de diámetro y 90 mm de longitud que estaba conectado a la parte cilíndrica contenedora a través de una parte reductora del diámetro, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión que tenía la misma conformación de la cavidad, en el que PLLA y HA están combinados y HA está uniformemente disperso. En este caso, \theta = 15º.

Cuando el área de la sección del artículo moldeado así obtenido se define como S, y el área de la sección del tocho antes de su deformación plástica se define como S_{0}, el grado de deformación R = S_{0}/S = 2,8.

La Tabla 4 muestra la comparación de las propiedades físicas de los artículos moldeados orientados por compresión así obtenidos de HA/PLLA compuestos (números de muestra 2, 3, 4, 5 y 6) con los de un artículo moldeado orientado por compresión de PLLA que tiene un grado de deformación de 2,8 y está compuesto por PLLA solo (muestra Nº 1: Ejemplo de Referencia 1) y un artículo moldeado no orientado que contiene 30% en peso de HA pero no se trata mediante moldeo con orientación por compresión (muestra Nº 3': Ejemplo de Referencia 2).

Según se muestra en la Tabla 4, las propiedades físicas mecánicas de los artículos moldeados orientados por compresión de PLLA combinado que contiene HA se mejoran notablemente.

3

Como otro ejemplo de referencia, se preparó un artículo moldeado orientado por estiramiento (muestra Nº 7) mediante el estiramiento uniaxial convencional en el que la fuerza para la orientación se añade hacia una dirección que se aparta del material, que es la dirección opuesta de la orientación de compresión de la presente invención, y en el que modo de orientación también es diferente, con sus propiedades también mostradas en la Tabla 4. El estiramiento se llevó a cabo después de calentar en parafina líquida a 110ºC.

Puesto que la sustancia de relleno y el polímero de este artículo moldeado se mueven de forma diferente partiendo de la interfase de estos materiales en el momento de la deformación por estiramiento, era un artículo pobre en el que la superficie del material se hacía fibrosa para desgarrarse y se formaban incontables huecos grandes y pequeños formados en el mismo partiendo de la interfase de ambos materiales.

De acuerdo con esto, no se obtenían valores físicos reproducibles y los valores eran bajos. Entre este tipo de muestras, la muestra Nº 7 mostrada en la Tabla 4 mostraba los mejores valores.

Además, era un artículo diluido que tenía una baja densidad de 0,924 debido a la formación de incontables huecos, de modo que se consideraba que la penetración del fluido biológico desde el exterior del artículo podría producirse fácilmente y su degradación también sería rápida.

Basándose en estos resultados, se confirmó que no podía obtener mediante estiramiento uniaxial un material para implantes que tuviera las propiedades físicas pretendidas por la presente invención. Además, sus valores de resistencia eran tan bajos que no podía usarse como un materia para implantes.

Ejemplo comparativo 3

Moldeo por compresión

Usando PLLA que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000 y HA que tenía un tamaño de partícula máximo de 100 \mum y un tamaño de partícula medio de 60 \mum (sinterizado a 900ºC), gránulos de PLLA en los que 30% en peso de HA estaba uniformemente dispersado se obtuvieron mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8. Estos gránulos se sometieron a extrusión en estado fundido usando una extrusora de la misma manera que se describe en el Ejemplo 8 para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 13,0 mm, una longitud de 40 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 250.000.

A continuación, este tocho se cargó a presión en el agujero del molde formador mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión de HA/PLLA compuestos de R = 2,8 en el que HA está uniformemente dispersado.

Las propiedades físicas del artículo moldeado así obtenido se compararon con las del artículo moldeado del Ejemplo 8 que contenía 30% en peso de HA (muestra Nº 3), con los resultados mostrados en la Tabla 5.

TABLA 5

4

En comparación con el caso del Ejemplo 8 (muestra Nº 3) que tenía un tamaño de partícula medio de 1,84, el caso del Ejemplo Comparativo 3 que tenía un tamaño de partícula medio de 60 \mum mostraba resistencias inferiores. En la prueba de resistencia a la curvatura, el caso del Ejemplo Comparativo 3 alcanzaba su punto de fluencia y se rompía en el momento de la carga máxima, pero el caso del Ejemplo 8 (muestra Nº 3) no se rompía.

La razón de esto es que, a pesar del alto grado de orientación de PLLA, partículas grandes de HA o masas ensambladas frágiles de HA se distribuyen en un gran número, de modo que la matriz de PLLA orientado está interrumpida por HA y por lo tanto su resistencia no puede expresarse.

Por el contrario, la rotura no se producía en el momento de la carga máxima en el caso del Ejemplo 8 (muestra Nº 3) que contiene masas de HA ensambladas de 31,0 \mum incluso como el tamaño de partícula máximo. De la misma manera, la rotura no se producía en el caso de un artículo moldeado orientado por compresión del Ejemplo 13 que, como se describirá más adelante, es un material compuesto con partículas de hidroxilapatito no sinterizado que tienen un tamaño de partícula máximo de 45 \mum o que contiene masas ensambladas de las mismas.

Puesto que la carga externa siempre se aplica a un material implantado para osteosíntesis, es posible que un material que tenga un esfuerzo insuficiente contra esta carga se rompa durante el período después de la operación hasta la curación del hueso. De acuerdo con esto, el implante de interés debe tener tenacidad además de alta resistencia, y una propiedad para no provocar la rotura en el momento de la fluencia es extremadamente importante para el implante. Por consiguiente, es necesario que las partículas o las masas ensambladas de partículas tengan un tamaño de partícula máximo de aproximadamente 50 \mum o menos al efectuar la presente invención que también satisface tal propiedad mecánica.

Ejemplo 9 Moldeo por compresión; caso 8

Usando PLLA que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 220.000 y 180.000 y el mismo HA del Ejemplo 8, se obtuvieron gránulos de PLLA en los que 30% en peso de HA estaba uniformemente dispersado, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, y a continuación se extruyeron usando una extrusora para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 13,0 mm, una longitud de 40 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 150.000 y 100.000.

A continuación, este tocho se cargó a presión al mismo molde formador del Ejemplo 8, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión de HA/PLLA compuesto de R = 2,8 en el que HA está uniformemente dispersado.

Las propiedades físicas de los artículos moldeados orientados por compresión así obtenidos se compararon con las de artículos moldeados orientados por compresión de ejemplos de referencia, compuestos por PLLA solo que tenía los mismos pesos moleculares respectivos, con los resultados mostrados en la Tabla 6.

TABLA 6

5

En comparación con el caso del Ejemplo 8, el artículo moldeado obtenido a partir de un tocho de 150.000 en el peso molecular medio determinado por viscosidad tiene una resistencia ligeramente inferior, pero la resistencia a la curvatura puede soportar completamente su uso como un material para osteosíntesis. Además, su resistencia y módulo elástico eran superiores que los del artículo moldeado orientado de PLLA solo.

Por el contrario, el artículo moldeado obtenido a partir de un tocho de 100.000 en el peso molecular determinado por viscosidad medio mostraba una resistencia a la curvatura incrementada en comparación con el caso de PLLA solo, pero se rompía en el punto de fluencia.

Sin embargo, puede obtenerse un artículo moldeado que no se rompe en el momento de la fluencia dependiendo de las condiciones cuando la cantidad de carga de las partículas de material biocerámico es 10% en peso. Cuando se reduce el peso molecular de un polímero, su resistencia específica también se reduce en general. Parece que el artículo moldeado que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 100.000 se rompía debido a la tenacidad reducida como un material compuesto debido al atrapamiento de una gran cantidad de HA.

Por consiguiente, se juzga que el límite inferior del peso molecular medio determinado por viscosidad del tocho es 100.000, necesario para tener tanto suficiente resistencia (rigidez) como tenacidad incluso cuando está atrapado HA.

Ejemplo 10 Moldeo por compresión; caso 9

Usando PLLA que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000 y el mismo HA del Ejemplo 8, se obtuvieron gránulos de PLLA en los que estaba uniformemente dispersado 15% en peso de HA, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, y a continuación se extruyeron usando una extrusora para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 13,0 mm, una longitud de 40 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 250.000.

A continuación, según se muestra en la figura 4, este tocho se cargó a presión en un molde formador en el que una parte cilíndrica contenedora que tenía un diámetro de 13,0 mm estaba conectada a una cavidad que tenía un diámetro de 7,0 mm y una longitud de 113 mm, o un molde formador en el que una parte cilíndrica contenedora que tenía un diámetro de 14,5 mm estaba conectada a una cavidad que tenía un diámetro de 11,8 mm y una longitud de 57 mm, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión de HA/PLLA compuestos de R = 3,5 y R = 1,5 en el que HA está uniformemente dispersado. En este caso, \theta = 15º.

Las propiedades físicas de los artículos moldeados así obtenidos se compararon con las de artículos moldeados orientados por compresión de ejemplos de referencia, compuestos por PLLA solo, que tenían valores respectivos de R = 3,5 y R = 1,5, con los resultados mostrados en la Tabla 7.

TABLA 7

6

Como es evidente a partir de estos resultados, el artículo moldeado de R = 3,5 tiene alta resistencia (rigidez) y alta tenacidad, que superan adicionalmente la resistencia a la curvatura del artículo moldeado orientado por compresión que consiste en PLLA solo y que tiene casi el mismo nivel de orientación alto. Puesto que su cristalinidad es inferior que la del artículo moldeado de PLLA solo, es un material que ejerce bajas reacciones estimulantes e inflamatorias sobre tejidos periféricos en el cuerpo vivo. Se considera que tal efecto está inducido por la acción de partículas de HA para inhibir el crecimiento de cristales de PLLA y que por lo tanto provoca su microcristalización.

Aunque la resistencia a la curvatura del artículo moldeado de R = 1,5 es sólo ligeramente mayor que la del artículo moldeado de PLLA solo, este puede usarse suficientemente como un material para implantes dependiendo de su aplicación.

Ejemplo 11 Moldeo por compresión; caso 10

Usando PLLA que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000 y material cerámico de vidrio de apatito-wollastonita (AW-GC) que tiene un tamaño de partícula medio de 2,7 \mum, se obtuvieron gránulos de PLLA en los que estaba uniformemente dispersado 35% en peso de AW-GC, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, y a continuación se sometieron a extrusión en estado fundido usando una extrusora para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 14,5 mm, una longitud de 45 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 220.000.

A continuación, según se muestra en la figura 4, este tocho se cargaba en un molde formador en el que una parte cilíndrica contenedora que tenía un diámetro de 14,5 mm estaba conectada a una cavidad que tenía un diámetro de 9,6 mm y una longitud de 83 mm, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión de AW-GC/PLLA compuestos de R = 2,3 en el que está uniformemente dispersado AW-GC. En este caso, \theta = 20º.

Las propiedades físicas del artículo moldeado orientado por compresión así obtenido se compararon con las de un artículo moldeado orientado por compresión de PLLA de un ejemplo de referencia de R = 2,3, compuesto por PLLA solo, con los resultados mostrados en la Tabla 8.

TABLA 8

7

El artículo moldeado así obtenido tiene una resistencia a la curvatura mejorada en comparación con el artículo moldeado de PLLA solo. Cuando se expone AW-GC sobre la superficie de este material mediante su trabajo de corte, el AW-GC provoca la inducción ósea y forma activamente una capa de HA sobre la superficie después de varias semanas, de modo que esto puede usarse como un implante que es notablemente eficaz para la conexión ósea, la unión ósea y la sustitución ósea.

Ejemplo 12 Moldeo por compresión; caso 11

Usando PLLA que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000 y fosfato tricálcico tipo alfa (\alpha-TCP) que tiene un tamaño de partícula máximo de 22,0 \mum y un tamaño de partícula medio de 7,7 \mum, se obtuvieron gránulos de PLLA en los que estaba uniformemente dispersado 25% en peso de \alpha-TCP, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, y a continuación se sometieron a extrusión en estado fundido usando una extrusora para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 13,0 mm, una longitud de 40 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 250.000.

A continuación, según se muestra en la figura 4, este tocho se cargó a presión en un molde formador en el que una parte cilíndrica contenedora que tenía un diámetro de 13,0 mm estaba conectada a una cavidad que tenía un diámetro de 7,5 mm y una longitud de 96 mm, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión de \alpha-TCP/PLLA compuestos de R = 3,0 en el que está uniformemente dispersado \alpha-TCP. En este caso, \theta = 15º.

Las propiedades físicas del artículo moldeado orientado por compresión así obtenido se compararon con las de un artículo moldeado de un ejemplo de referencia de R = 3,0 compuesto por PLLA solo, con los resultados mostrados en la Tabla 9.

TABLA 9

8

El artículo moldeado así obtenido tiene una alta resistencia similar al caso de un artículo moldeado combinado con HA y similares, y su resistencia a la curvatura y módulo elástico son superiores que los del artículo moldeado de PLLA solo. Puesto que el \alpha-TCP tiene una bioactividad superior que la de HA sinterizado, este puede usarse como un implante de alta resistencia eficaz para la sustitución ósea.

Ejemplo 13 Moldeo por compresión; caso 12

Usando PLLA que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 360.000 e hidroxilapatito no sinterizado (u-HA) que tiene un tamaño de partícula máximo de 45 \mum y un tamaño de partícula medio de 3,39 \mum, se obtuvieron gránulos de PLLA en los que estaba uniformemente dispersado 40% en peso de HA, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, y a continuación se sometieron a extrusión en estado fundido usando una extrusora para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 10,0 mm, una longitud de 40 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 200.000.

Medida de la actividad

Para examinar si la actividad es alta o no, se prepararon tochos a partir del PLLA usado en el Ejemplo 13, que contenían, respectivamente, 40% en peso de HA sinterizado y HA no sinterizado, y se preparó una pequeña pieza de prueba (10 x 10 x 2 mm) a partir de cada uno de los tochos y se embebió en un fluido pseudocorporal para observar la cantidad de componente de fosfato cálcico precipitado sobre su superficie.

Como resultado, una gran cantidad de cristales empezaba a precipitar sobre el HA no sinterizado/PLLA al tercer día, y la capa cristalina cubría toda la superficie el sexto día, pero la capa cristalina no cubría toda la superficie del HA sinterizado/PLLA incluso el sexto día.

Se sabe generalmente que el polvo de HA sinterizado no desaparece mediante su absorción por células óseas, y, en algunos casos, las células emiten el polvo después de la fagocitosis, y se ha apuntado la posibilidad de que el polvo tenga el peligro de inducir reacciones tisulares

Sin embargo, el HA no sinterizado no tiene tales problemas, debido a que tiene una propiedad completamente absorbible, a saber desaparece mediante su absorción en el cuerpo vivo, y es químicamente idéntico al HA distribuido en el cuerpo vivo. Puesto que no se ha desarrollado todavía un implante de alta resistencia de HA no sinterizado/PLLA, el presente ejemplo es la base de la novedad, la significación y la patentabilidad de la presente invención.

A continuación, según se muestra en la figura 4, este tocho se cargó a presión en un molde formador en el que una parte cilíndrica contenedora que tenía un diámetro de 10,0 mm estaba conectada a una cavidad que tenía un diámetro de 7,0 mm y una longitud de 76 mm, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión de R = 2,0 en el que estaba uniformemente dispersado HA no sinterizado. En este caso, \theta = 30º.

Las propiedades físicas del artículo moldeado orientado por compresión así obtenido se compararon con las de un artículo moldeado de un ejemplo de referencia de R = 2,0, compuesto por PLLA solo, con los resultados mostrados en la Tabla 10.

TABLA 10

9

De modo similar al caso del artículo moldeado orientado por compresión de material compuesto de HA sinterizado del Ejemplo 8, la resistencia a la curvatura del artículo moldeado orientado por compresión de material compuesto de HA no sinterizado/PLLA era superior que la resistencia del artículo moldeado compuesto por PLLA solo. Puesto que la bioactividad de un HA no sinterizado es considerablemente superior que la de HA sinterizado, se obtenía un material para implantes de alta resistencia combinado que tenía alta bioactividad.

Al no estar sinterizado, el propio HA no sinterizado es una sustancia química inorgánica y no un polvo que tiene alta resistencia tal como un material cerámico, sino que es una sustancia más similar al hidroxilapatito biológico en el cuerpo vivo debido a la ausencia de modificación química por sinterizado.

Puesto que el polímero de matriz estaba reforzado en la presente invención, el HA no sinterizado podía formarse como un material compuesto que tenía una resistencia similar a la del HA sinterizado.

Ejemplo 14 Moldeo por compresión; caso 13

Usando PLLA que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000 y fosfato tricálcico tipo beta (\beta-TCP) que tenía un tamaño de partícula máximo de 45 \mum y un tamaño de partícula medio de 2,91 \mum, se obtuvieron gránulos de PLLA en los que estaba uniformemente dispersado 30% en peso de \beta-TCP, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, y a continuación se sometió a extrusión en estado fundido usando una extrusora para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 13,0 mm, una longitud de 40 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 250.000.

A continuación, según se muestra en la figura 4, este tocho se cargó a presión en un molde formador en el que una parte cilíndrica contenedora que tenía un diámetro de 13,0 mm estaba conectada a una cavidad que tenía un diámetro de 8,6 mm, una longitud de 74 mm y un diámetro de 7,8 mm, una longitud de 90 mm, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión de \beta-TCP/PLLA compuestos que tenía un valor R de 2,3 y 2,8 en el que está uniformemente dispersado \beta-TCP. En este caso, \theta = 15º.

Las propiedades físicas de los artículos moldeados orientados por compresión así obtenidos se compararon con las del artículo moldeado orientado por compresión del Ejemplo 8 obtenido a partir de HA/PLLA combinados de R = 2,8, en el que estaba dispersado 30% en peso de HA (sinterizado a 900ºC), con los resultados mostrados en la Tabla 11.

TABLA 11

10

Los artículos moldeados así obtenidos tenían valores de resistencia a la curvatura superiores que los de los artículos moldeados de PLLA solo mostrados en la Tabla 8 y la Tabla 4, que tenían respectivamente los valores R de 2,3 y 2,8. Además, puesto que el artículo moldeado de R = 2,8 tiene un nivel similar de resistencia a la curvatura al del artículo moldeado orientado por compresión del mismo valor de R, se revelaba que podía obtenerse un artículo moldeado orientado por compresión de alta resistencia combinando también \beta-TCP.

Ejemplo 15 Moldeo por compresión; caso 14

Usando PLLA que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000 y fosfato tetracálcico (TeCP) que tiene un tamaño de partícula máximo de 30,0 \mum y un tamaño de partícula medio de 10,0 \mum, se obtuvieron gránulos de PLLA en los que estaba uniformemente dispersado 15% en peso y 25% en peso de TeCP, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, y a continuación se fundieron usando una máquina de moldeo por compresión para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 13,0 mm, una longitud de 40 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 250.000.

A continuación, según se muestra en la figura 4, el tocho que contenía 15% en peso de TeCP se cargó a presión en el molde formador del Ejemplo 10, y el tocho que contenía 25% en peso de TeCP en el molde formador del Ejemplo 12, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, obteniendo de ese modo artículos moldeados orientados por compresión de TeCP/PLLA que tenían valores R respectivos de 3,5 y 3,0, en los que está uniformemente dispersado TeCP. En este caso, \theta = 15º.

Las propiedades físicas de los artículos moldeados orientados por compresión de material compuesto de TeCP/
PLLA así obtenidos se compararon con las del artículo moldeado orientado por compresión del Ejemplo 10 obtenido a partir de HA/PLLA combinados de R = 3,5 en el que estaba dispersado 15% en peso de HA (sinterizado a 900ºC) y el artículo moldeado orientado por compresión del Ejemplo 12 de R = 3,0, en el que estaba dispersado 25% en peso de \alpha-TCP, con los resultados mostrados en la Tabla 12.

TABLA 12

11

Los artículos moldeados así obtenidos son diferentes de los de los Ejemplos 10 y 12 en términos del tipo de material biocerámico contenido en los mismos, pero su porcentaje de contenido y R son iguales. Sin embargo, cada artículo moldeado mostraba casi el mismo grado de resistencia. Cuando R es 3,5, se obtenía una resistencia la curvatura notablemente alta de más de 300 MPa.

Ejemplo 16 Moldeo por compresión; caso 15

Usando PLLA que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 600.000 y fosfato cálcico anhidro secundario (hidrogenofosfato cálcico anhidro: DCPA) que tenía un tamaño de partícula máximo de 40,0 \mum y un tamaño de partícula medio de 5,60 \mum, se obtuvieron gránulos de PLLA en los que estaba dispersado 45% en peso de DCPA, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, y a continuación se fundieron usando una máquina de moldeo por compresión para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 8,0 mm, una longitud de 40 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 460.000.

A continuación, según se muestra en la figura 4, este tocho se cargó a presión en un molde formador en el que una parte cilíndrica contenedora que tenía un diámetro de 8,0 mm estaba conectada a una cavidad que tenía un diámetro de 5,7 mm y una longitud de 76, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, obteniendo de ese modo un artículo moldeado orientado por compresión de DCPA/PLLA compuesto de R = 2,0 en el que está uniformemente dispersado DCPA. En este caso, \theta = 45º.

Las propiedades físicas del artículo moldeado orientado por compresión así obtenido se muestran en la Tabla 13.

TABLA 13

12

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Aunque el peso molecular medio determinado por viscosidad de este artículo moldeado era alto, su deformación plástica mediante carga a presión era posible, y este era un artículo moldeado que tenía resistencia a la curvatura y módulo elástico altos y que también tenía alta resistencia y tenacidad.

Ejemplo 17 Moldeo por compresión; caso 16

Usando PLLA que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000 y fosfato octacálcico (OCP) que tiene un tamaño de partícula máximo de 22,0 \mum y un tamaño de partícula medio de 8,35 \mum, se obtuvieron gránulos de PLLA en los que estaba uniformemente dispersado 10% en peso y 20% en peso de OCP, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8, y a continuación se fundieron usando una máquina de moldeo por compresión para obtener un tocho cilíndrico que tenía un diámetro de 13,0 mm, una longitud de 40 mm y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 250.000.

A continuación, el tocho que contenía 10% en peso de OCP se cargó a presión en un molde formador en el que una parte cilíndrica contenedora que tenía un diámetro de 13,0 mm estaba conectada a una cavidad que tenía un diámetro de 6,1 mm, y el tocho que contenía 20% de OCP en un molde formador en el que una parte cilíndrica contenedora que tenía un diámetro de 13,0 mm estaba conectada a una cavidad que tenía un diámetro de 6,5 mm, respectivamente, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones que el Ejemplo 8, obteniendo de ese modo artículos moldeados orientados por compresión de OCP/PLLA que tenían valores R respectivos de 4,5 y 4,0, en los que está uniformemente dispersado OCP. En este caso, \theta = 15º.

Las propiedades físicas de los artículos moldeados orientados por compresión así obtenidos se muestran en la Tabla 14.

TABLA 14

13

Ambos artículos moldeados eran artículos moldeados de alta resistencia que tenían una resistencia a la curvatura de 300 MPa o más. El artículo moldeado que contenía 20% en peso de OCP tenía un valor de R inferior que el artículo moldeado que contenía 10% en peso de OCP, pero su resistencia y módulo elástico eran superiores que en el último caso. Sin embargo, siendo mayor en R, requería una presión de aproximadamente 10.000 kg/cm^{2} en el momento de la carga a presión.

Como un ejemplo de referencia, un tocho que contenía 10% en peso de OCP, que se cargó a presión de forma relativamente fácil, se cargó a presión en un molde formador que puede dar R = 5,5. Sin embargo, requería una presión de más de 10.000 kg/cm^{2} en el momento de su carga a presión, y se encontró la generación de un gran número de grietas en el artículo moldeado así obtenido. Sobre la base de estos resultados, puede decirse que es deseable un grado de deformación R de 5 o menos para la orientación por compresión de materiales biocerámicos que contienen PLLA.

Ejemplo 18 Moldeo por compresión; caso 17

Usando un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico [P(LA-GA)] (relación molar, 90:10) que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 380.000 y HA (sinterizado a 900ºC) que tenía un tamaño de partícula máximo de 31,0 \mum y un tamaño de partícula medio de 1,84 \mum, se obtuvo un artículo moldeado orientado por compresión de HA/P(LA-GA) compuestos de R = 2,8 en el que está uniformemente dispersado 30% en peso de HA, mediante el mismo método y bajo las mismas condiciones del Ejemplo 8. En este caso, \theta = 15º.

Las propiedades físicas del artículo moldeado así obtenido se compararon con las de un artículo moldeado orientado por compresión compuesto por P(LA-GA) solo, usado como un ejemplo comparativo, con los resultados mostrados en la Tabla 15.

TABLA 15

14

La resistencia del artículo moldeado así obtenido era ligeramente inferior que la del caso de PLLA solo mostrado en el Ejemplo 8. Sin embargo, es totalmente útil como un material para implantes.

Ejemplo 19 Moldeo por forja

Hidroxilapatito (HA) que tenía un tamaño de partícula máximo de 31,0 \mum, un tamaño de partícula mínimo de 0,2 \mum y un tamaño de partícula medio de 1,84 \mum (sinterizado a 900ºC) se suspendió en alcohol etílico y se añadió a diclorometano en el que se había disuelto 4% en peso de poli(ácido L-láctico) (PLLA) que tenía un peso molecular medio determinado por viscosidad de 400.000, y la mezcla se agitó para efectuar la dispersión uniforme sin provocar la agregación secundaria de HA. Mientras se agitaba, se añadió a esto adicionalmente alcohol etílico, efectuando de ese modo la coprecipitación de PLLA y HA. A continuación, esto se filtró y se secó completamente para obtener gránulos de PLLA en los que estaba uniformemente dispersado HA que tenía el tamaño de partícula mencionado previamente en una relación de 30 y 40% en peso.

A continuación, según se muestra en la figura 7, este tocho se introdujo en una parte cilíndrica contenedora de un molde formador con conformación de disco que tenía un diámetro de 100 mm y un grosor de 10 mm, equipado con un cilindro de 50 mm de diámetro proyectado desde la parte central del disco, se calentó a 100ºC y a continuación se sometió a moldeo con forja aplicando intermitentemente una presión de 3.000 kg/cm^{2}, obteniendo de ese modo un artículo moldeado de material compuesto de HA/PLLA efectuado mediante orientación con presurización por forja que tenía la misma conformación de la parte con conformación de disco del molde formador.

Se cortó una pieza de prueba del artículo moldeado así obtenido en la dirección del radio excluyendo la parte cilíndrica para medir sus propiedades físicas. Como resultado, mostraba una resistencia a la curvatura de 220 MPa, un módulo de curvatura de 7,4 GPa, una densidad de 1505 g/cm^{3} y una cristalinidad de 43,0%.

A diferencia del caso de los ejemplos mencionados previamente, este artículo moldeado obtenido mediante orientación por forja parece ser un artículo orientado que tiene un plano cristalino diferente en el que están orientados múltiples ejes de orientación desde la parte central del disco hacia sus direcciones periféricas.

Ejemplo 20 Ejemplo de trabajo de corte; observación superficial y cambios periódicos

Cada uno de los artículos moldeados orientados por compresión de material compuesto de HA/PLLA obtenidos en el Ejemplo 8 se procesó como un tornillo de 4,5 mm de diámetro externo, 3,2 mm de diámetro de la raíz y 50 mm de longitud, y un perno de 3,2 mm de diámetro y 40 mm de longitud, cortando el artículo moldeado con un torno.

Además, se obtuvo un tocho excluido en una conformación de placa usando una extrusora a partir de los gránulos de PLLA del Ejemplo 8 en los que estaba dispersado 30% en peso de HA, y, a continuación, mediante el mismo método y las mismas condiciones del Ejemplo 8, el tocho se cargó a presión en un molde formador preparado conectando una parte cilíndrica contenedora de sección rectangular (conformación de placa) con una cavidad de sección rectangular que tenía un área de la sección más pequeña que la primera, obteniendo de ese modo un artículo moldeado con conformación de placa de R = 2,8. La superficie de este artículo moldeado se trató mediante un trabajo de corte usando una rebanadora para obtener una placa de 2,0 mm de grosor, 20 mm de longitud y 5 mm de anchura.

La superficie de estos tornillo, perno y placa se observó mediante un microscopio electrónico de exploración. En cada uno de estos productos procesados por corte, las partículas finas de HA estaban expuestas sobre la superficie en un estado dispersado uniformemente sin formar masas ensambladas grandes mediante agregación secundaria. Además, su dispersión uniforme se encontró dentro de cada producto. Además, se exponía una cantidad mucho mayor de HA sobre la superficie que el contenido de HA incrementado.

Se confirmó que estos implantes eran densos sin huecos y que el material biocerámico y el polímero estaban cerca entre sí de una manera físicamente excelente. Estos hechos muestran el motivo por el que el material de la presente invención tiene alta resistencia mecánica, se une a huesos biológicos mediante su contacto directo con el material biocerámico y realiza la inducción ósea y la conducción ósea o la sustitución ósea eficazmente manteniendo la resistencia durante un período necesario para la unión ósea.

Se confirmó además que el artículo moldeado orientado por presión de material compuesto de polímero-material biocerámico de alta resistencia obtenido en el ejemplo puede mantener su resistencia a un nivel casi igual a o superior que el de huesos corticales humanos durante de 2 a 4 meses (6 meses o más en algunos casos) en un fluido pseudocorporal a 37ºC. Además, se confirmó mediante una prueba in vivo que el material después de la unión ósea se degrada, se absorbe y es sustituido por hueso más rápidamente que en el caso del polímero solo, aunque el comportamiento de degradación varía dependiendo de la composición y la estructura del material.

Aplicabilidad industrial

Según se describe en lo precedente, el material para osteosíntesis y el material para implantes de alta resistencia compuesto de la presente invención son biomateriales ideales, debido a que tienen una resistencia mecánica que es similar o superior a la de huesos corticales y son inicialmente resistentes contra la rotura debido a su rigidez y tenacidad. En el caso del material para implantes, mantiene su resistencia durante un período hasta la curación de tejidos duros a través de su sustitución eficaz por huesos biológicos, debido al efecto del material biocerámico para unirse a huesos biológicos y acelerar la conducción ósea y la inducción ósea y las propiedades biodegradables y bioabsorbibles del material, se degrada y se absorbe a continuación a una velocidad gradual tal que no genera toxicidad sobre huesos periféricos y el espacio que queda después de su desaparición es rápidamente reconstruido por el cuerpo vivo, además de la ventaja de que sus condiciones después de la operación pueden observarse mediante fotografía de rayos X simple.

Además, el método de producción de la presente invención puede llevarse a cabo sin emplear un equipo especial y condiciones rigurosas, de modo que tiene un valor práctico notablemente alto.

Claims

1. Un material para osteosíntesis que tiene alta resistencia a la curvatura y alta densidad, que comprende un artículo moldeado que comprende un material polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible como el componente principal, en el que las cadenas moleculares o los cristales de dicho artículo moldeado están orientados no en una dirección uniaxial sino básicamente en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia.

2. El material para osteosíntesis que tiene alta resistencia a la curvatura y alta densidad de acuerdo con la reivindicación 1, que es un artículo moldeado en el que el material polímero es un poli(ácido láctico) o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico.

3. El material para osteosíntesis que tiene alta resistencia a la curvatura y alta densidad de acuerdo con la reivindicación 1, que es un artículo moldeado orientado por presión en el que una parte del poli(ácido láctico) o el copolímero de ácido láctico-ácido glicólico está cristalizada.

4. El material para osteosíntesis que tiene alta resistencia a la curvatura y alta densidad de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en el que las cadenas moleculares o los cristales de dicho artículo moldeado están orientados a lo largo de ejes de referencia inclinados hacia un eje que se convierte en el núcleo mecánico de dicho artículo moldeado y/o caras continuas de dicho eje.

5. El material para osteosíntesis que tiene alta resistencia a la curvatura y alta densidad de acuerdo con la reivindicación 4, en el que dicho artículo moldeado está sustancialmente en una conformación de columna, y las cadenas moleculares o los cristales están orientados a lo largo de ejes de referencia inclinados desde su lado periférico hacia el eje central o excéntrico.

6. El material para osteosíntesis que tiene alta resistencia a la curvatura y alta densidad de acuerdo con la reivindicación 4, en el que dicho artículo moldeado está sustancialmente en una conformación de placa, y las cadenas moleculares o los cristales están orientados a lo largo de ejes de referencia inclinados hacia una cara, cara que es paralela a ambos lados del artículo moldeado e incluye ejes situados a la misma distancia o distancias diferentes de ambos lados del artículo moldeado.

7. El material para osteosíntesis que tiene alta resistencia a la curvatura y alta densidad de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6, en el que dicho artículo moldeado tiene una cristalinidad de 30 a 60%.

8. El material para osteosíntesis que tiene alta resistencia a la curvatura y alta densidad de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en el que dicho artículo moldeado es un artículo orientado obtenible mediante un moldeo por compresión o un moldeo por forja en un molde de tipo cerrado.

9. El material para osteosíntesis que tiene alta resistencia a la curvatura y alta densidad de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, en el que dicho artículo moldeado es un artículo moldeado de un poli(ácido láctico) o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico que tiene una resistencia a la curvatura de 160 a 300 MPa y un módulo de curvatura de 5 a 10 GPa.

10. Un método para producir un material para osteosíntesis, que comprende producir un artículo moldeado orientado preparando un material premoldeado a través del moldeo en estado fundido de un material polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible y a continuación forzando el material premoldeado en un espacio estrecho de un molde formador de tipo cerrado, mientras se lleva a cabo la deformación plástica a una temperatura eficaz para realizar la cristalización, que está entre la temperatura de transición vítrea y la temperatura de fusión de dicho material polímero termoplástico, y de ese modo efectuar la orientación mediante deformación por presión.

11. El método para producir un material para osteosíntesis de acuerdo con la reivindicación 10, en el que el artículo moldeado orientado está cristalizado y tiene una forma cristalina en la que dichos cristales están orientados básicamente en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia.

12. El método para producir un material para osteosíntesis de acuerdo con la reivindicación 10 u 11, en el que la orientación mediante deformación por presión se efectúa cargando a presión el material premoldeado de acuerdo con la reivindicación 10 en un molde formador de tipo cerrado que tiene un área de la sección menor que el área de la sección de dicho artículo moldeado.

13. El método para producir un material para osteosíntesis de acuerdo con la reivindicación 10 u 11, en el que la orientación mediante deformación por presión se efectúa cargando en la forja el material premoldeado de acuerdo con la reivindicación 10 en un espacio estrecho de un molde formador que tiene un espacio que es menor, parcialmente o como un todo, que el área de la sección, el grosor o la anchura de dicho artículo moldeado, o en un molde formador que tiene un espacio que es menor que el volumen del material premoldeado.

14. El método para producir un material para osteosíntesis de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 10 a 13, en el que el peso molecular medio determinado por viscosidad inicial de dicho material polímero es de 200.000 a 600.000, y el peso molecular medio determinado por viscosidad del material premoldeado formado en estado fundido a continuación es de 100.000 a 400.000.

15. El método para producir un material para osteosíntesis de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 10 a 14, en el que el material premoldeado se carga a presión en la cavidad de un molde formador que tiene un área de la sección transversal que es de 2/3 a 1/6 del área de la sección transversal del material premoldeado.

16. El método para producir un material para osteosíntesis de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 10 a 15, en el que el molde formador comprende una parte cilíndrica contenedora que tiene un área de la sección grande donde está contenido el material premoldeado, una cavidad que tiene un área de la sección pequeña donde se carga a presión el material premoldeado y una parte reductora del diámetro que tiene una cara cónica que conecta las partes previas.

17. El método para producir un material para osteosíntesis de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 10 a 16, en el que el material premoldeado se fuerza a una cavidad estrecha de un molde formador en donde la parte inferior de la cavidad tiene poros o huecos de ventilación de aire diminutos.

18. El método para producir un material para osteosíntesis de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 10 a 17, en el que el artículo moldeado orientado se elabora con una conformación deseada del material para osteosíntesis por medios tales como trabajo de corte o similares.

19. Un material para implantes de alta resistencia como un material compuesto reforzado con partículas y polímero de matriz, que es un material compuesto que comprende un artículo moldeado orientado por presión en el que de 10 a 60% en peso de un polvo de material biocerámico cuya partícula o masa agregada de partículas tiene un tamaño de 0,2 a 50 \mum que está dispersado de manera sustancialmente uniforme en la matriz de un polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible, en donde los cristales de dicho polímero de matriz están orientados según pueden obtenerse mediante presión en paralelo con una pluralidad de ejes de referencia y tienen una cristalinidad de 10 a 70%.

20. El material para implantes de alta resistencia de acuerdo con la reivindicación 19, en el que el polvo de material biocerámico es uno cualquiera o una mezcla de dos o más de hidroxilapatito sinterizado bioactivo superficialmente, biovidrio o vidrio cristalizado para uso en el cuerpo vivo, hidroxilapatito no sinterizado bioabsorbible, fosfato dicálcico, fosfato tricálcico, fosfato tetracálcico y fosfato octacálcico.

21. El material para implantes de alta resistencia de acuerdo con la reivindicación 19 ó 20, en el que el polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible es un poli(ácido láctico) o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad inicial de 100.000 a 600.000.

22. El material para implantes de alta resistencia de acuerdo con la reivindicación 19, en el que el polímero termoplástico es un poli(ácido láctico) y el polvo de material biocerámico es un hidroxilapatito no sinterizado.

23. El material para implantes de alta resistencia de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 19 a 22, en el que dicho artículo moldeado es un artículo moldeado orientado obtenible mediante orientación con deformación por presión a través de un moldeo por compresión o un moldeo por forja.

24. El material para implantes de alta resistencia de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 19 a 23, en el que dicho artículo moldeado orientado tiene una resistencia a la curvatura de 150 a 320 MPa y un módulo de curvatura de 6 a 15 GPa.

25. El material para implantes de alta resistencia de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 19 a 24, en el que dicho artículo moldeado orientado se ha tratado por medios tales como trabajo de corte o similares y el polvo de material biocerámico está expuesto sobre la superficie del mismo.

26. Un procedimiento para producir un material para implantes de alta resistencia mediante orientación con deformación por presión, que comprende preparar por adelantado una mezcla en la que un polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible y un polvo de material biocerámico están dispersados entre sí de manera sustancialmente uniforme, producir subsiguientemente un material premoldeado mediante el moldeo en estado fundido de dicha mezcla, y a continuación cargar a presión dicho material premoldeado a una temperatura eficaz para realizar la cristalización, que está entre la temperatura de transición vítrea y la temperatura de fusión de dicho material polímero termoplástico, en la cavidad de un molde formador de tipo cerrado para efectuar la deformación plástica y la formación de un artículo moldeado orientado.

27. El procedimiento para producir un material para implantes de alta resistencia mediante orientación con deformación por presión de acuerdo con la reivindicación 26, en el que dicha orientación por presión se efectúa mediante carga a presión en la cavidad de un molde formador de tipo cerrado que tiene un área de la sección menor que la del material premoldeado.

28. El procedimiento para producir un material para implantes de alta resistencia de acuerdo con la reivindicación 26 ó 27, en el que la mezcla del polímero y el polvo de material biocerámico mencionados se prepara mezclando y dispersando de forma sustancialmente uniforme el polvo de material biocerámico en una solución en disolvente de dicho polímero y subsiguientemente precipitando la mezcla con un no disolvente de dicho polímero.

29. El procedimiento para producir un material para implantes de alta resistencia de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 26 a 28, en el que el polímero termoplástico cristalino biodegradable y bioabsorbible es un poli(ácido láctico) o un copolímero de ácido láctico-ácido glicólico que tiene un peso molecular medio determinado por viscosidad inicial de 150.000 a 700.000 y un peso molecular medio determinado por viscosidad de 100.000 a 600.000 después de su moldeo en estado fundido.

30. El procedimiento para producir un material para implantes de alta resistencia de acuerdo con la reivindicación 26 ó 27, en el que el material premoldeado se carga a presión en la cavidad de un molde formador que tiene un área de la sección transversal que es de 2/3 a 1/5 del área de la sección transversal de dicho material premoldeado.

31. El procedimiento para producir un material para implantes de alta resistencia de acuerdo con la reivindicación 26, en el que la orientación mediante deformación por presión se efectúa mediante orientación por compresión u orientación por forja.

32. El procedimiento para producir un material para implantes de alta resistencia de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 26 a 31, en el que dicho artículo moldeado orientado por presión se procesa adicionalmente por medios de trabajo de corte o similares.

33. El método para producir un material para implantes de alta resistencia de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 26 a 32, en el que el material premoldeado se fuerza en una cavidad estrecha del molde formador en la que la parte inferior de la cavidad tiene poros o huecos de ventilación de aire diminutos.