ES2972183T3

ES2972183T3 - implante en forma de tapón para el reemplazo y regeneración de tejido biológico y método para preparar el implante

Info

Publication number: ES2972183T3
Application number: ES20736473T
Authority: ES
Inventors: Egidius Gerardus Maria Hermsen; Buul Everardus Johannes Hubertus Van; Giles William Melsom; Petrus Mattheus Egidius Adrianus Fransen
Original assignee: JOINTSPHERE BV
Current assignee: JOINTSPHERE BV
Priority date: 2019-06-27
Filing date: 2020-06-23
Publication date: 2024-06-11
Anticipated expiration: 2040-06-23
Also published as: CN114025714A; US20220257382A1; CN114025714B; NL2023398B1; JP2022539997A; CA3144227A1; AU2020305595A1; AU2020305595B2; JP7596318B2; BR112021025998A2; KR20220027954A; EP3989883B1; EP3989883C0; EP3989883A1; WO2020263087A1

Abstract

Un implante no biodegradable para la sustitución y regeneración de tejido biológico en forma de tapón, que comprende una sección de base (2) configurada para anclarse en tejido óseo, una sección media (3) configurada para reemplazar tejido cartilaginoso de fase intermedia y profunda. zona de la capa de cartílago y que tiene un espesor de al menos 0,2 mm, y una sección superior (4) configurada para hacer crecer tejido de cartílago sobre y dentro, regenerando así una zona superficial de la capa de cartílago, en donde la sección media y superior comprenden lo mismo material elastomérico termoplástico, que es poroso en la sección superior y no poroso en la sección media, en el que el material elastomérico termoplástico comprende un copolímero de bloque lineal que comprende grupos uretano y urea, y está sustancialmente libre de un compuesto peptídico añadido que tiene propiedades regenerativas del cartílago. y en el que el material de la sección base comprende uno de un metal biocompatible, tal como titanio o aleación de titanio, cerámica, tal como hidroxilapatita cristalina sinterizada, mineral, tal como mineral de fosfato, y polímero, opcionalmente un polímero de hidrogel, y combinaciones de los mismos. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Implante en forma de tapón para el reemplazo y regeneración de tejido biológico y método para preparar el implante

Campo técnico de la invención

La invención se refiere a un implante en forma de tapón para la sustitución y regeneración del tejido biológico. La invención se refiere en particular a un implante en forma de tapón para la sustitución y regeneración de una estructura osteocondral. La invención se refiere, además, a un método para la preparación del implante.

ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN

Una estructura osteocondral se refiere a una estructura que comprende cartílago y hueso. Las estructuras osteocondrales típicas se pueden encontrar en el hueso del muslo (fémur), el hueso de la espinilla (tibia) y la rótula (patela). Dichas estructuras se ajustan firmemente entre sí y se mueven de manera suave porque la superficie ósea está cubierta con una capa relativamente gruesa de cartílago articular (hialina). Un defecto (osteo)condral es cualquier tipo de daño al cartílago articular y, opcionalmente, al hueso subyacente (subcondral). Por lo general, los defectos (osteo)condrales aparecen en puntos portadores de peso específicos en los extremos del hueso del muslo y el hueso de la espinilla y la parte posterior de la rótula, por ejemplo. Pueden variar desde cartílago rugoso, pequeños fragmentos óseos y cartilaginosos que dificulten el movimiento, para completar la pérdida de cartílago.

El traumatismo de las superficies articulares es común en personas activas jóvenes que practican deportes, o como secuela de accidentes. Las lesiones pueden comprender solo la capa de cartílago, aunque a menudo también el hueso subcondral subyacente. El cartílago articular tiene una tendencia muy baja a la curación, y el tejido de reparación es cualitativamente inferior al tejido original. Esto lleva invariablemente a la formación de osteoartritis (OA) a lo largo de los años, lo que es una causa importante de discapacidad y pérdida de calidad de vida en personas mayores. El tratamiento estándar para esta afección es, en última instancia, el reemplazo de la articulación por articulaciones artificiales. Si bien es clínicamente eficaz, los implantes no biológicos no duran más de 10-20 años, y la cirugía de revisión es mucho menos eficaz y muy costosa. Debido a esto, se dedica mucha investigación al desarrollo de terapias regenerativas biológicas que durasen toda una vida. Sin embargo, a pesar de los resultados prometedoresin vitro,hasta ahora ni una solución ha demostrado ser más eficaz que el estándar actual de atención durante un período más largo en condiciones de vida real.

Debido a que la capa de cartílago carece de fibras nerviosas, los pacientes a menudo no son conscientes de la gravedad del daño. Durante el paso final, una articulación afectada consiste en un roce hueso contra hueso, lo que provoca un dolor intenso y movilidad limitada. Para cuando los pacientes buscan tratamiento médico, ya puede requerirse una intervención quirúrgica para aliviar el dolor y reparar el daño del cartílago. Se han desarrollado implantes para la articulación a fin de evitar o posponer tales intervenciones quirúrgicas. Estos pueden implantarse en una estructura ósea en un paso temprana del daño del cartílago y, por lo tanto, pueden proporcionarse para el tratamiento preventivo, a fin de evitar la degeneración inadvertida de la articulación.

Varios tratamientos están disponibles para tratar el daño del cartílago articular en las articulaciones, tal como la rodilla, empezando con las opciones más conservadores y no invasivas, y terminando con el reemplazo total de la articulación, si el daño se ha expandido a lo largo de la articulación. Los tratamientos actualmente disponibles incluyen medicamentos antiinflamatorios en los primeros pasos. Aunque estos pueden aliviar el dolor, tienen un efecto limitado en los síntomas de la artritis y, además, no reparan el tejido articular. Métodos de reparación del cartílago, tales como el desbridamiento artroscópico, intentan al menos retrasar la degeneración tisular. Sin embargo, estos métodos son solo parcialmente eficaces en la reparación del tejido blando, y no restauran el espacio entre las articulaciones ni mejoran la estabilidad de la articulación. El reemplazo de la articulación (artroplastia) se considera como solución final, cuando todas las demás opciones para aliviar el dolor y restaurar la movilidad fallen o ya no sean eficaces. Si bien la artroplastia articular puede ser eficaz, el procedimiento es extremadamente invasivo, técnicamente desafiante y puede comprometer las futuras opciones de tratamiento. También se ha intentado la regeneración de cartílagos, más específicamente mediante la tecnología de ingeniería de tejidos. El uso de células, genes y factores de crecimiento, combinados con los armazones, desempeña un papel fundamental en la regeneración funcional y viable de cartílagos articulares. Todos estos enfoques se basan en la estimulación de los procesos normales de curación o reparación del cuerpo a nivel celular. Muchos de estos compuestos se administran en una variedad de portadores o matrices que incluyen polímeros basados en ácido poliláctico tejidos o fibras de colágeno. A pesar de los diversos intentos de regenerar cartílagos, no existe actualmente un tratamiento fiable y probado para reparar defectos en los cartílagos articulares.

Otro tratamiento estándar consiste en la Microfractura (MFx) para lesiones más pequeñas (< 2 cm2) y la Implantación de condrocitos autólogos (ACI) para lesiones más grandes (> 2 cm2). Sin embargo, el tejido cartilaginoso regenerado con estas técnicas no puede resistir los desafíos biomecánicos en la articulación, y comienza ya a degenerarse dentro de los 18 meses. Por lo tanto, no es posible un retraso sustancial en el reemplazo de articulaciones por articulaciones artificiales, y menos aún evitarlo.

El documento US-2009/164014A1 describe un implante biodegradable en forma de tapón.

Resumen de la invención

Es un objeto de la presente invención proporcionar un implante en forma de tapón para el reemplazo y la regeneración del tejido biológico con una distribución de carga mejorada, así como propiedades de regeneración de cartílagos. Otro objetivo es proporcionar tal implante en forma de tapón para el reemplazo y regeneración de una estructura osteocondral. Otro objetivo más es proporcionar un método para la preparación del implante. La invención tiene como objetivo, además, proporcionar un implante que sea capaz de reparar de manera duradera lesiones del cartílago articular, y que al menos posponga y, preferiblemente, prevenga, el reemplazo de la articulación por articulaciones artificiales.

Los objetivos anteriores y otros se proporcionan mediante un implante con forma de tapón según la reivindicación 1. El implante no biodegradable con forma de tapón comprende, en particular, una sección base, configurada para el anclaje en tejido óseo, una sección media, configurada para reemplazar tejido cartilaginoso de una zona intermedia y profunda de la capa de cartílago, y con un grosor de al menos 0,2 mm, y una sección superior, configurada para hacer crecer tejido cartilaginoso, en y sobre esta, por lo tanto, regenerando una zona superficial de la capa de cartílago, en donde la sección media y superior comprenden el mismo material elastomérico termoplástico no biodegradable, que es poroso en la sección superior, y no poroso en la sección media, en donde el material elastomérico termoplástico comprende un copolímero de bloque lineal que comprende grupos uretano y urea, y está sustancialmente libre de un compuesto de péptido añadido que tiene propiedades regenerativas de cartílago, y en donde el material de sección base comprende uno de un metal biocompatible, cerámica, mineral, tal como mineral de fosfato, y un polímero no biodegradable, opcionalmente, un polímero de hidrogel, y combinaciones de los mismos.

Preferiblemente, el material elastomérico termoplástico está sustancialmente libre de cualquier compuesto añadido que tenga propiedades regenerativas del cartílago.

En el cartílago, una zona superficial (tangencial) relativamente delgada protege a las capas más profundas de las tensiones de cizallamiento, y constituye aproximadamente del 10 % al 20 % del grosor del cartílago articular. Las fibras de colágeno de esta zona (principalmente, colágenos tipo II y IX) están empaquetadas firmemente y alineadas paralelamente a la superficie articular (Figura 2). La capa superficial contiene un número relativamente alto de condrocitos aplanados, y la integridad de esta capa es imperativa en la protección y mantenimiento de capas más profundas. Esta zona está en contacto con el líquido sinovial y es responsable de la mayoría de las propiedades de tensión del cartílago, lo que le permite resistir las fuerzas de cizallamiento, tensión y compresión impuestas por la articulación.

Inmediatamente en la profundidad o debajo de la zona superficial está la zona media (intermedia o de transición), lo que proporciona un puente anatómico y funcional entre las zonas superficiales y profundas. La zona media representa del 40 % al 60 % del volumen total del cartílago, y contiene proteoglicanos y fibrillas de colágeno más gruesas. En esta capa, el colágeno se organiza de forma oblicua, y los condrocitos son esféricos y a baja densidad. Funcionalmente, la zona media es la primera línea de resistencia a las fuerzas de compresión.

La zona profunda del cartílago es responsable de proporcionar la mayor resistencia a las fuerzas de compresión, dado que las fibrillas del colágeno están dispuestas perpendicularmente a la superficie articular. La zona profunda contiene las fibrillas de colágeno de mayor diámetro en una disposición radial, el contenido más alto de proteoglicanos y la concentración más baja de agua. Los condrocitos están típicamente dispuestos en orientación columnar, paralelamente a las fibras de colágeno y perpendicularmente a la línea articular. La zona profunda representa aproximadamente el 30 % del volumen del cartílago articular.

El material de la sección base puede estar formado por cualquier material adecuado que proporcione un nivel apropiado de soporte mecánico al hueso circundante y, preferiblemente, que permita la osteogénesis. Los materiales adecuados, que incluyen el material elastomérico termoplástico de la sección media y superior del implante, son biocompatibles, lo que significa que estos materiales son capaces de coexistir con tejidos u organismos vivos sin causarles daños. Además, el implante según la invención es sustancialmente no biodegradable, y combina el reemplazo del cartílago con la regeneración del cartílago. Por material no biodegradable en el contexto de la presente invención, se entiende un material que no se descomponga en compuestos menos complejos, o compuestos que tengan menos átomos de carbono, por el entorno del implante implantado. El peso molecular promedio en peso de un material sustancialmente no biodegradable se reduce en como máximo un 20 %, con respecto al peso molecular promedio en peso original, después de un año de implantación, más preferiblemente como máximo un 10 %, aún más preferiblemente como máximo 5 %, y más preferiblemente aún como máximo un 1 %.

Los metales adecuados como material de sección base incluyen, pero no se limitan a, titanio, circonio, cromo, aluminio, acero inoxidable, hafnio, tántalo o molibdeno, y sus aleaciones, o cualquier combinación de los mismos. Opcionalmente, una capa superficial del metal puede oxidarse, nitrurarse, carburarse o boronizarse, para formar una sección base metálica recubierta.

Las cerámicas y minerales adecuados como material de la sección base incluyen, pero no se limitan a, óxidos, nitruros, carburos o boruros, o cualquier combinación de los mismos. Los ejemplos adecuados incluyen vidrio bioactivo, fosfatos de calcio, tales como beta-fosfato tricálcico (TCP), fosfato de calcio bifásico, y apatita, tales como hidroxilapatita, fluorapatita, clorapatita, y/o apatita deficiente en calcio, y combinaciones de los mismos.

Los polímeros (hidrogel) adecuados como material de la sección base incluyen, pero no se limitan a, colágeno, poli(ácido láctico-co-glicólico) (PLGA), ácido poliláctico (PLA), policaprolactona (PCL), alcohol polivinílico (PVA), polivinilpirrolidona (PVP), poliacrilamida, poliuretano, polietilenglicol (PEG), quitina, poli(metacrilato de hidroxialquilo), N-vinil-lactamas hinchables en agua, copolímeros de injerto de almidón, y derivados y combinaciones de los mismos.

Otros materiales preferidos para la sección base comprenden un polímero de poliariletercetona (PAEK). Un polímero PAEK comprende un polímero termoplástico semicristalino que contiene de manera alternativa grupos cetona (R-CO-R) y éter (R-O-R). El grupo de unión R entre los grupos funcionales comprende un grupo arilo sustituido en 1,4. El polímero PAEK utilizado en la sección base puede comprender, entre otras cosas, PEK (polietercetona), PEEK (polieteretercetona), PEKK (polietercetoncetona), PEEKK (polieteretercetoncetona) y PEKEKK (polietercetonaetercetonacetona). Debido a su excelente resistencia a la hidrólisis, el polímero de poliariletercetona de la sección base se usa ventajosamente en el implante inventado. No se descompone cuando se esteriliza, ni cuando se implanta en el cuerpo por un tiempo prolongado. Resulta que también se une particularmente bien al material elastomérico de las secciones media y superior.

El material utilizado en la sección base del implante inventado puede usarse como tal, o, en una realización, puede comprender material de refuerzo seleccionado del grupo que consiste en polímeros fibrosos o particulados y/o metales.

La sección base del implante inventado también puede comprender un agente de contraste para la formación de imágenes médicas, que absorba la radiación, tal como un agente de contraste de radiocontraste o IRM, o un agente radiofarmacéutico que emita por sí mismo radiación. La sección base también puede comprender un pequeño objeto o cuerpo sólido, tal como una perla, que puede comprender, por ejemplo, un metal refractario, tal como tantalio.

La sección base del implante con forma de tapón funciona como un anclaje óseo, mientras que la combinación de las secciones media y superior funciona como reemplazo parcial del cartílago dañado, y como armazón para la regeneración de cartílago. En el implante con forma de tapón, la sección superior se refiere a la sección que está más cerca de la fase de cartílago, cuando se implanta. La sección base se refiere a la sección que está más alejada de la fase de cartílago, cuando se implanta. La sección central está situada entre las secciones superior y base.

La sección transversal del implante con forma de tapón, por medio de un plano horizontal o vertical puede tener cualquier forma adecuada. La sección transversal puede ser circular, cuadrada o puede ser poligonal, tal como hexagonal, octogonal o decagonal. En algunas realizaciones, el implante con forma de tapón puede ser cónico de manera que se conforme como una estructura de cono truncado. Preferiblemente, el implante tiene una sección transversal más pequeña en la sección base que en la sección superior. La sección transversal (o diámetro, en caso de un implante cilíndrico) puede variar continuamente entre la sección base y superior, o puede mostrar discontinuidades, por ejemplo, en la interfaz entre secciones.

Cuando el implante tiene un perfil cónico, el ángulo de la conicidad es preferiblemente de entre 1 ° y 45°. En algunas realizaciones, la conicidad es de entre aproximadamente 3° y 30°, más preferiblemente de entre 5° y 30°, incluso más preferiblemente de entre 10° y 15°. Un perfil cónico puede facilitar la inserción del implante en un defecto osteocondral, y puede reducir aún más el posible daño al tejido huésped. El implante se usa preferiblemente sin ningún medio de unión, y permanece en la estructura osteocondral por su geometría y la estructura del tejido circundante. El implante puede usarse en la rodilla, pero también puede usarse para otras articulaciones, tales como una articulación mandibular temporal, un tobillo, una cadera, un hombro y similares.

Según la invención, el implante de forma de tapón en la parte superior de la sección base comprende, además, una sección media configurada para reemplazar tejido cartilaginoso, y una sección superior configurada para hacer crecer tejido cartilaginoso, en y sobre esta, en donde la sección media y superior comprenden el mismo material elastomérico termoplástico no biodegradable. Por esto se entiende que al menos sus bloques de construcción son químicamente iguales. Como se menciona a continuación en la presente memoria, algunas propiedades físicas pueden diferir, por ejemplo, su peso molecular promedio en peso. El material elastomérico termoplástico no biodegradable es poroso en la sección superior, y no poroso en la sección media, y comprende un copolímero de bloque lineal que comprende grupos uretano y urea. Además, el material elastomérico termoplástico no biodegradable está sustancialmente libre de un compuesto peptídico añadido que tenga propiedades regenerativas de cartílago. Se ha descubierto sorprendentemente que el implante de la invención es capaz de regenerar tejido cartilaginoso, evitando así el uso de cualquier compuesto funcional que presente propiedades regenerativas de cartílago. En particular, se ha descubierto que el implante según esta realización no necesita el uso de péptidos, por ejemplo, los que comprendan una secuencia RGD. Se ha dicho que estos compuestos permiten la unión de las integrinas y, de este modo, estimulan la adhesión celular.

Los copolímeros de bloque lineal son copolímeros segmentados, con propiedades elásticas que se originan a partir de la interacción de enlace de hidrógeno entre las cadenas moleculares. Dichos copolímeros comprenden bloques cristalizados “duros” de segmentos de poliuretano y/o poliurea, y también pueden comprender bloques cristalizados “duros” de poliéster y/o poliamida entre bloques “ blandos” . A temperatura ambiente, los bloques “blandos” de bajo punto de fusión pueden ser incompatibles con los bloques “duros” de alto punto de fusión, lo que induce la separación de fases por cristalización o desmezcla líquido-líquido. Estos copolímeros presentan reticulaciones físicas reversibles que se originan a partir de la cristalización de los bloques “duros” del copolímero segmentado. Los elastómeros termoplásticos pueden conformarse en cualquier forma a temperaturas más altas, más específicamente a temperaturas por encima del punto de fusión de los bloques “duros” . Por otro lado, los elastómeros termoplásticos proporcionan estabilidad mecánica y propiedades elásticas a bajas temperaturas, es decir, a temperaturas corporales típicas. Esto hace que estos materiales sean particularmente adecuados como material de reemplazo para el cartílago humano o animal.

Los constituyentes del elastómero termoplástico no biodegradable generalmente pueden comprender tres bloques de construcción: un diol de cadena larga, por ejemplo, con un esqueleto de poliéter, poliéster o policarbonato, un diisocianato bifuncional y, finalmente, un extensor de cadena, tal como agua, otro diol (a veces de cadena corta), o una diamina. Se prefiere este último extensor de cadena, ya que esto conduce a unidades de bisurea en el elastómero termoplástico.

Se prefiere una realización del implante en donde el material elastomérico termoplástico no biodegradable sea alifático. Esto significa que todos los bloques de construcción del elastómero termoplástico están desprovistos de grupos aromáticos, y contienen solo grupos alifáticos. El elastómero termoplástico no biodegradable se puede preparar en un procedimiento de un solo recipiente, en el que un diol de cadena larga se hace reaccionar primero con un exceso de un diisocianato para formar un prepolímero funcionalizado con isocianato. Posteriormente, este último se hace reaccionar con un extensor de cadena, tal como la diamina preferida, lo que da como resultado la formación de un polímero elastomérico termoplástico de mayor peso molecular que contiene grupos uretano. Si se usa una diamina como extensor de cadena, el elastómero termoplástico también contendrá grupos bisurea; lo que se prefiere.

El procedimiento sintético para preparar los elastómeros termoplásticos no biodegradables puede conducir a una distribución en las longitudes de bloques “duros” . Como resultado, la separación de fases de estos copolímeros de bloque puede ser incompleta, en esa parte de los bloques “duros” , en particular los más cortos, se disuelven en la fase blanda, provocando un aumento en la temperatura de transición vítrea. Esto es menos deseable para la flexibilidad y elasticidad a baja temperatura del material elastomérico termoplástico de las secciones superior e media. La polidispersidad en los bloques “duros” muestra como un amplio rango de fusión, y una meseta gomosa en el análisis térmico dinámico-mecánico (DMTA) que depende de la temperatura. Por lo tanto, las realizaciones preferidas comprenden copolímeros de bloques elastoméricos que contienen bloques “duros” de longitud sustancialmente uniforme. Estos pueden prepararse por fraccionamiento de una mezcla de oligómeros de bloque “duro” , y la copolimerización posterior de los oligómeros de bloque “duro” uniformes de una longitud específica (o variación de longitud) con el prepolímero, mencionado anteriormente.

Aunque los elastómeros termoplásticos se pueden preparar mediante una reacción de extensión de cadena de un prepolímero funcionalizado con isocianato con una diamina, también se pueden preparar mediante una reacción de extensión de cadena de un prepolímero funcionalizado con amina con un diisocianato. Ejemplos de diaminas e diisocianatos comercialmente disponibles adecuadas incluyen diaminas y/o diisocianatos de alquileno, diaminas y/o diisocianatos de arileno. Los prepolímeros funcionalizados con amina también están disponibles comercialmente, o pueden prepararse a partir de prepolímeros funcionalizados con hidroxi (fácilmente disponibles) mediante cianoetilación seguida de reducción de los grupos ciano, mediante síntesis de Gabriel (halogenación o tosilación seguida de modificación con ftalimida y, finalmente, formación de la amina primaria mediante la desprotección del grupo ftalimida), o por otros métodos que sean conocidos en la técnica. Los prepolímeros funcionalizados con isocianato se pueden preparar mediante reacción de prepolímeros funcionalizados con hidroxi con diisocianatos, tales como, por ejemplo, diisocianato de isoforona (IPDI), 1,4-diisocianato butano, 1,6-diisocianato hexano o 4,4'-metilen bis(isocianato de fenilo). Alternativamente, los prepolímeros funcionalizados con isocianato se pueden preparar a partir de prepolímeros funcionalizados con amina, por ejemplo, mediante reacción con tricarbonato de di-terc-butilo. También se usan ventajosamente prepolímeros funcionalizados con hidroxi de pesos moleculares que oscilan típicamente de aproximadamente 500 g/mol a aproximadamente 5000 g/mol de todo tipo de composiciones. Los ejemplos incluyen prepolímeros de poliéteres, tales como polietilenglicoles, polipropilenglicoles, poli(etilen-co-propileno) glicoles y poli(tetrahidrofurano), poliésteres, tales como poli(caprolactona) o poliadipatos, policarbonatos, poliolefinas, poliolefinas hidrogenadas, tales como poli(etileno-butileno)s, y similares. Se prefieren los policarbonatos.

Particularmente preferidos son los prepolímeros de policarbonatos. Dichos prepolímeros producen un implante según una realización, en donde el material elastomérico termoplástico no biodegradable comprende, además, grupos carbonato, además de los grupos uretano y urea. Dicho implante ha demostrado cumplir los objetivos de la presente invención mejor que otros implantes. En particular, ha demostrado ser beneficioso porque sus propiedades mecánicas se adaptan bien a las propiedades mecánicas del cartílago humano o animal. Sorprendentemente, la regeneración del cartílago mejora cuando se usa esta realización en un implante implantado.

Una realización particularmente preferida de la invención proporciona un implante, en donde el material elastomérico termoplástico no biodegradable comprende un poliuretano-bisurea-alquilencarbonato, más preferiblemente un poliuretano-bisurea-hexilencarbonato.

Además de descartar un compuesto peptídico que tenga propiedades regenerativas de cartílago en el copolímero de bloques lineales, el implante puede comprender agentes que faciliten la migración, integración, regeneración, proliferación y crecimiento de células en y alrededor del implante o la composición de parche, y/o la lesión o defecto, y/o promover la curación de la lesión o defecto, y/o que sean condrogénicos y osteogénicos, es decir, que construyen, crecen y producen cartílago y hueso, respectivamente. Estos agentes incluyen, pero no se limitan a, compuestos de citocinas, compuestos de quimiocinas, compuestos quimioatrayentes, compuestos antimicrobianos, compuestos antivirales, compuestos antiinflamatorios, compuestos proinflamatorios, moléculas regeneradoras de hueso o cartílago, células, componentes sanguíneos (por ejemplo, sangre entera y plaquetas), y combinaciones de los mismos. Los agentes que aumentan la resistencia y facilitan la unión también pueden incluirse en el implante. En una realización preferida, el copolímero de bloque lineal elastomérico no biodegradable no comprende ningún compuesto que tenga propiedades regenerativas de cartílago.

Por material sustancialmente no poroso, en el contexto de la presente invención, se entiende un material que tenga una porosidad inferior al 20 %, con respecto al volumen total del material, preferiblemente hasta el 10 %, más preferiblemente hasta el 5 %, y más preferiblemente todavía hasta el 1 % del volumen total del material. Un material poroso comprende poros, que se definen como aberturas diminutas. Los poros pueden ser microporos, que tienen un diámetro de menos de 1 mm, y pueden ser macroporos, que tienen un diámetro mayor de 1 mm. Los poros pueden interconectarse, lo que se prefiere, y lo que significa que los poros están conectados internamente o hay continuidad entre partes o elementos. Un material no poroso, en el contexto de la presente invención, no significa un material que sea impermeable a las moléculas de cualquier tamaño y, de hecho, algunas moléculas pequeñas pueden ser capaces de pasar a través del material no poroso. Más bien, un material no poroso, en el contexto de la presente invención, representa un material que es impermeable al líquido sinovial y/o la sangre.

Los tamaños de poro en las partes porosas del implante se pueden elegir de 100-1000 micras, más preferiblemente de 100-500 micras, y con la máxima preferencia de 300-500 micras.

El elastómero termoplástico no biodegradable utilizado en las secciones superior y media del implante, es particularmente ventajoso ya que permite adaptar sus propiedades mecánicas a las del cartílago humano y animal. En una realización de la invención, se puede proporcionar un implante en donde el material elastomérico de la sección media tenga un módulo elástico a temperatura ambiente, de menos de 10 MPa, más preferiblemente de menos de 8 MPa, de menos de 7 MPa, de menos de 6 MPa, de menos de 5 MPa, de menos de 4 MPa, de menos de 3 MPa, o de menos de 2 MPa.

En el contexto de la presente solicitud, la temperatura ambiente se entiende que es una temperatura en el intervalo de 20-30 0C, más preferiblemente 25 °C.

Asimismo, las realizaciones preferidas del implante comprenden una sección superior en donde el material elastomérico poroso no biodegradable de la sección superior tiene un módulo elástico a temperatura ambiente, de menos del 80 % del módulo elástico del material elastomérico no biodegradable de la sección media, más preferiblemente de menos del 50 %, incluso más preferiblemente entre el 10-50 %, incluso más preferiblemente entre el 15-40 %, y lo más preferiblemente entre el 20-30 % del módulo elástico del material elastomérico no biodegradable de la sección media. Tal módulo elástico reducido puede lograrse modificando la porosidad del material de la sección media, o modificando las propiedades físicas del material en la sección media, al cambiar su peso molecular promedio en peso, por ejemplo.

La porosidad del material elastomérico no biodegradable de la sección superior puede elegirse dentro de un amplio intervalo. Las porosidades preferidas del material elastomérico no biodegradable de la sección superior se seleccionan del 20-80 % en volumen, más preferiblemente del 30-70 % en volumen, incluso más preferiblemente del 40-60 % en volumen, y lo más preferiblemente del 45-55 % en volumen.

Una realización útil de la invención proporciona un implante, en donde la sección base comprende un núcleo de material de sección base no poroso y una carcasa circunferencial del material de sección base porosa, en donde la carcasa circunferencial tiene un grosor que es inferior al 10 % del diámetro más grande de la sección base. Otras realizaciones útiles proporcionan un implante en donde la carcasa circunferencial tiene un grosor inferior al 9 %, inferior al 8 %, inferior al 7 %, inferior al 6 %, inferior al 5 %, inferior al 4 %, inferior al 3 %, inferior al 2 %, o inferior al 1 % del diámetro más grande de la sección base. El área de sección transversal de la carcasa circunferencial cubre como máximo el 35 % del área de sección transversal mayor de la sección base. Otras realizaciones útiles proporcionan un implante en donde el área de sección transversal de la carcasa circunferencial es inferior al 30 %, inferior al 25 %, inferior al 20 %, inferior al 15 %, inferior al 10 %, inferior al 5 %, inferior al 3 %, o inferior al 1 % del área de sección transversal mayor de la sección base.

Las realizaciones que tienen las combinaciones preferidas descritas anteriormente de las propiedades mecánicas de la sección superior y media, tienden a promover la regeneración del cartílago. Se cree que esto se debe a una (re)distribución de esfuerzo favorable de la estructura osteocondral que incluye el implante durante la carga (dinámica).

Otra realización de la invención proporciona un implante, en donde la sección base se extiende entre una superficie superior y una superficie inferior, y comprende una capa de material de sección base poroso, en donde la capa es adyacente a la superficie superior y tiene un grosor que es inferior al 10 % de la altura mayor de la sección base, y en donde poros del material de sección base en la capa comprenden el material elastomérico biocompatible, preferiblemente todos los poros. En otras realizaciones, la capa que está adyacente a la superficie superior tiene un grosor inferior al 10 %, de menos del 8 %, de menos del 6 %, de menos del 5 %, de menos del 4 %, de menos del 3 %, de menos del 2 %, o de menos del 1 % de la altura mayor de la sección base. Todas las realizaciones anteriores pueden mejorar en distintos grados la adhesión de la sección media (y la sección superior) a la sección base. Al mismo tiempo, las propiedades mecánicas de la sección base y el soporte ofrecido por la sección base al implante, permanecen a un nivel adecuado.

Otra realización de la invención hace referencia a un implante, que comprende un polímero de poliariletercetona sustancialmente no poroso, con una porosidad de menos del 20 %, con respecto al volumen total del polímero de poliariletercetona.

Aún otra realización proporciona un implante en donde la sección base comprende un polímero de poliariletercetona no poroso.

En otra realización de la invención, la superficie superior de la sección base del implante comprende irregularidades u ondulaciones. Las irregularidades pueden comprender, por ejemplo, crestas que tengan forma de dientes de sierra. Los pasos pueden ser irregulares o regulares, tales como las que tengan forma sinusoidal.

Otra realización útil se refiere a un implante, en donde la sección base comprende una cavidad ubicada en el centro, que comprende el material elastomérico biocompatible. Una cavidad de este tipo puede mejorar aún más la adhesión de la sección media (y la sección superior) a la sección base. La cavidad puede ser cilíndrica, o su sección transversal puede ser cuadrada o poligonal. Las paredes de la cavidad también pueden estar provistas de irregularidades u ondulaciones, o pueden comprender secciones de un área de sección transversal mayor que su área de sección transversal promedio. Varias de tales secciones de cavidad pueden proporcionarse a diferentes alturas de la sección base, para formar estructuras mecánicas de bloqueo.

Aún otra realización proporciona un implante, en donde la sección base comprende una superficie exterior que tiene irregularidades u ondulaciones. Tales irregularidades superficiales exteriores pueden comprender, por ejemplo, crestas que tengan forma de dientes de sierra, por ejemplo, que se extiendan circunferencialmente sobre (parte de) la superficie exterior de la sección base. Los pasos pueden ser irregulares o regulares, tales como las que tengan forma sinusoidal. Las ondulaciones pueden de la misma forma extenderse circunferencialmente sobre (parte de) la superficie exterior de la sección base. Las irregularidades y ondulaciones pueden proporcionarse fundiendo los materiales en un molde perfilado adecuadamente o, de manera alternativa, pueden proporcionarse mediante mecanizado mecánico, por ejemplo, mediante fresado rotativo de un implante moldeado.

Una realización útil de la invención proporciona un implante, en donde la sección media comprende un núcleo de material elastomérico no poroso y una carcasa circunferencial de material elastomérico poroso, en donde la carcasa tiene un grosor que es inferior al 10 % del diámetro más grande de la sección media. Otras realizaciones útiles proporcionan un implante en donde la carcasa circunferencial tiene un grosor inferior al 9 %, inferior al 8 %, inferior al 7 %, inferior al 6 %, inferior al 5 %, inferior al 4 %, inferior al 3 %, inferior al 2 %, o inferior al 1 % del diámetro más grande de la sección media. El diámetro más grande es apropiado, por ejemplo, en una realización en donde el implante con forma de tapón sea cónico y tenga secciones transversales circulares. Alternativamente, el área de sección transversal de la carcasa circunferencial cubre como máximo el 35 % del área de sección transversal más grande de la sección media. Otras realizaciones útiles proporcionan un implante en donde el área de sección transversal de la carcasa circunferencial es inferior al 30 %, inferior al 25 %, inferior al 20 %, inferior al 15 %, inferior al 10 %, inferior al 5 %, inferior al 3 %, o inferior al 1 % del área de sección transversal más grande de la sección media. El área de sección transversal más grande es adecuada, por ejemplo, en una realización en donde el implante con forma de tapón sea cónico.

La altura del implante con forma de tapón puede elegirse según la función específica en el cuerpo. Las alturas pueden variar de 3 a 18 mm, por ejemplo. Según una realización útil de la invención, se proporciona un implante en donde una altura de la sección base, una altura de la sección media no porosa, y una altura de la sección superior porosa se seleccionan de manera que una superficie superior del implante se encuentre por debajo de una superficie superior de cartílago presente en una estructura osteocondral cuando se implante, preferiblemente sobre una distancia de entre 0,1-1 mm. Esta realización promueve el crecimiento de tejido cartilaginoso en, pero también sobre, la sección superior, por lo que se construye una fijación fuerte entre la sección superior y el cartílago recién formado. Se observó que las células de cartílago del cartílago huésped tienen una fuerte afinidad por el elastómero segmentado de la sección superior y, por lo tanto, son propensas a colonizar la superficie del mismo para producir un nuevo tejido cartílago hialino en la parte superior del implante.

Otra realización proporciona un implante en donde una altura de la sección base, una altura de la sección media no porosa, y una altura de la sección superior porosa se seleccionan de manera que una superficie inferior de la sección media se encuentre alrededor de nivel con una superficie inferior del cartílago presente en una estructura osteocondral cuando se implanta.

Otra realización más de la invención proporciona una sección superior, cuya superficie superior está ligeramente curvada. Los radios de curvatura preferidos de la superficie superior de la sección superior en un plano sagital, se seleccionan para oscilar de 15-150 mm, con mayor preferencia de 17-125 mm, incluso con mayor preferencia de 19 100 mm, incluso con mayor preferencia de 21-75 mm, incluso con mayor preferencia de 23-50 mm, y con la máxima preferencia de 25-30 mm. Esta realización puede regenerar una nueva capa de cartílago en la superficie superior de la sección superior del implante, de aproximadamente igual grosor a lo largo de la superficie superior. El resultado puede ser un radio de una superficie superior del cartílago regenerado que es aproximadamente el mismo que el radio de la capa de cartílago nativo circundante junto al implante, mostrando así una continuidad en el radio. La superficie superior de la sección superior del implante también puede ser curva en un plano medial-lateral, preferiblemente con un radio de curvatura con los intervalos descritos anteriormente para el plano sagital. En una realización práctica, la superficie superior de la sección superior del implante tiene un radio de curvatura que es igual en el plano mediallateral. Por lo tanto, esta realización comprende una superficie superior esférica.

Otro aspecto de la invención proporciona un método para la preparación del implante como se definió anteriormente en la presente memoria, comprendiendo dicho método los pasos de:

a) proporcionar en un molde a temperatura ambiente una sección base que comprenda material de sección base que comprenda uno de un metal biocompatible, cerámica, mineral, tal como mineral de fosfato, y un polímero no biodegradable, opcionalmente, un polímero de hidrogel, y combinaciones de los mismos; y gránulos de un material elastomérico termoplástico no biodegradable en la parte superior de la sección base, comprendiendo el material elastomérico termoplástico no biodegradable un copolímero de bloque lineal que comprende grupos uretano y urea, y sustancialmente libre de un compuesto peptídico añadido que tenga propiedades regenerativas de cartílago;

b) cerrar el molde, y calentar el conjunto anterior a una temperatura de entre 100 0C y 250 0C bajo una presión de entre 1 y 2 GPa, de manera que el material elastomérico termoplástico no biodegradable se funda y se fusione con la sección base; y

c) enfriar el conjunto a temperatura ambiente para consolidar el material elastomérico termoplástico no biodegradable, y abrir el molde;

d) proporcionar una sección superior del material elastomérico termoplástico no biodegradable con poros, ya sea antes o después de abrir el molde.

En una realización preferida, el paso (a) del método comprende proporcionar una sección base que comprende un polímero de poliariletercetona sustancialmente no poroso, con una porosidad de menos del 20 % con respecto al volumen total del polímero de poliarilucetona; y gránulos del material elastomérico termoplástico no biodegradable en la parte superior de la sección base, en un molde a temperatura ambiente.

En otra realización del método, el molde se abre después del paso b) y se añaden gránulos adicionales del material elastomérico termoplástico no biodegradable al molde, y el paso b) se repite. La cantidad de material añadido en la realización de dos pasos del método puede elegirse dentro de amplios rangos. Se obtienen resultados cada vez mejores cuando la relación entre la primera adición y la segunda adición de gránulos del material elastomérico termoplástico no biodegradable se selecciona de 01:99 a 99:01, más preferiblemente de 30:70 a 97:03, y lo más preferiblemente de 70:30 a 95:05.

En otra realización del método, la temperatura de calentamiento del paso b) es de entre 110 0C y 225 0C, más preferiblemente de entre 120 0C y 200 0C, y lo más preferiblemente de entre 130 0C y 175 °C. Las presiones preferidas en todos los rangos de temperatura citados están entre 1,1 y 1,8 GPa, y más preferiblemente entre 1,2 y 1,6 GPa.

Se describe un método para la preparación de un material elastomérico termoplástico que comprende un copolímero de bloque lineal que comprende grupos uretano y urea, y que está sustancialmente libre de un compuesto peptídico añadido que tiene propiedades regenerativas de cartílago, que comprende:

- preparar un prepolímero terminado en isocianato, haciendo reaccionar un diol con un diisocianato,

- polimerizar el prepolímero terminado en isocianato mediante extensión de cadena con una diamina; en donde los pasos anteriores se llevan a cabo excluyendo un compuesto peptídico que tenga propiedades regenerativas del cartílago, más preferiblemente excluyendo cualquier compuesto que tenga propiedades regenerativas del cartílago.

En un ejemplo, el diol se selecciona de un diol de poliéster, un diol de poliéter y, preferiblemente, un diol de carbonato, y combinaciones de los mismos.

En otro ejemplo, el diisocianato comprende un n-alquilendiisocianato.

En otro ejemplo más, la diamina comprende una diamina primaria, preferiblemente una n-alquilendiamina.

Breve descripción de las figuras

La invención se explicará adicionalmente a continuación mediante las siguientes figuras y ejemplos. En las figuras: las Figuras 1A y 1C muestran una vista lateral esquemática de implantes en forma de tapón;

las Figuras 1B y 1D muestran una vista lateral esquemática de un implante ilustrativo según la presente invención; la Figura 2A muestra una vista en perspectiva esquemática de una sección base;

la Figura 2B muestra una sección transversal esquemática de la realización de la Figura 2A;

las Figuras 2C y 2D muestran una vista detallada esquemática de las partes B y C de la Figura 2B;

la Figura 3 muestra una representación esquemática de una posible ruta sintética a un material de policarbonato termoplástico;

la Figura 4 muestra un espectro de 1H-RMN del material de policarbonato termoplástico preparado en el Ejemplo 1; las Figuras 5A a 5C muestran termogramas DSC del material de policarbonato termoplástico preparado en el Ejemplo 1, a diferentes tasas de calentamiento;

las Figuras 6A a 6C muestran una representación esquemática de un defecto en una estructura osteocondral (6A), comprendiendo la estructura osteocondral un implante (6B) y la misma estructura osteocondral después del crecimiento sobre/en el cartílago (6C);

las Figuras 7A y 7C muestran una vista lateral esquemática de implantes en forma de tapón;

las Figuras 7B y 7D muestran una vista lateral esquemática de un implante según aún otra realización de la presente invención; y, finalmente

las Figuras 8A a 8C muestran una representación esquemática de un defecto en una estructura osteocondral (8A), comprendiendo la estructura osteocondral un implante (8B) y la misma estructura osteocondral después del crecimiento sobre/en el cartílago (8C).

Con referencia a la Figura 1 A, se muestra una vista lateral de un implante. El implante 1 en forma de tapón comprende una sección base 2, configurada para anclarse en tejido óseo, una sección media 3, configurada para reemplazar tejido cartilaginoso, y una sección superior 4, configurada para hacer crecer tejido cartilaginoso sobre y en la misma. La sección media 3 y la sección superior 4 comprenden el mismo material elastomérico termoplástico. El material elastomérico termoplástico en esta realización comprende un poliuretano-bisurea-hexilencarbonato; la preparación y las propiedades del mismo se explicarán más adelante. Sin embargo, la sección superior 4 comprende poliuretanobisurea-hexilenocarbonato en forma porosa, mientras que la sección media 3 comprende el mismo poliuretanobisurea-hexilenocarbonato sin ningún poro. La sección base 2 comprende un polímero de poliariletercetona no poroso, que en el implante mostrado es un polímero PEKK no poroso. El implante 1 es cilíndrico y tiene un diámetro 10 de 6 mm. La altura 20 de la sección base 2, la altura 30 de la sección media 3, y la altura 40 de la sección superior 4, suman una altura total de 6 mm.

La Figura 1B representa esquemáticamente una vista lateral de una realización de un implante según la presente invención. El implante 1 realizado en forma de tapón, de nuevo comprende una sección base 2, configurada para anclarse en tejido óseo, una sección media 3, configurada para reemplazar tejido cartilaginoso, y una sección superior 4, configurada para hacer crecer tejido cartilaginoso sobre y en la misma. La sección media 3 y la sección superior 4 comprenden el mismo material de poliuretano-bisurea-hexilencarbonato, que es poroso en la sección superior 4, y no poroso en la sección media 3. La sección base 2 comprende un polímero PEKK sustancialmente no poroso, con una porosidad de menos del 20 %, con respecto al volumen total del polímero PEKK. La sección base 2 de esta realización comprende en particular un núcleo 21 de polímero PEKK no poroso y una carcasa circunferencial 22 de polímero PEKK poroso. La carcasa 22 tiene un grosor 23 de aproximadamente el 8 % del diámetro 10 de la sección base 2 (e implante 1). La sección base 2 se extiende adicionalmente entre una superficie superior 24 y una superficie inferior 25, y comprende una capa 26 de polímero PEKK poroso, capa 26 que está adyacente a la superficie superior 24 y tiene un grosor 27 de aproximadamente el 8 % de la altura 20 de la sección base 2. Los poros del polímero PEKK en la capa 26 comprenden el poliuretano-bisurea-hexilenocarbonato biocompatible que se origina en la sección media 3, y que infiltró los poros del polímero PEKK en la capa 26 durante la fabricación. Un método para fabricar el implante se explicará más adelante. Como con la realización de la Figura 1 A, el implante 1 es cilíndrico y tiene un diámetro 10 de 6 mm. La altura 20 de la sección base 2, la altura 30 de la sección media 3, y la altura 40 de la sección superior 4 suman una altura total de 6 mm.

La Figura 1C representa esquemáticamente una vista lateral de un implante. El implante 1 realizado en forma de tapón, de nuevo comprende una sección base 2, configurada para anclarse en tejido óseo, una sección media 3, configurada para reemplazar tejido cartilaginoso, y una sección superior 4, configurada para hacer crecer tejido cartilaginoso sobre y en la misma. La sección media 3 y la sección superior 4 comprenden el mismo material de poliuretano-bisureahexilencarbonato, que es poroso en la sección superior 4, y sustancialmente no poroso en la sección media 3. La sección base 2 comprende un polímero PEKK sustancialmente no poroso, con una porosidad de menos del 20 %, con respecto al volumen total del polímero PEKK. La sección base 2 de este implante se extiende en particular entre una superficie superior 24 y una superficie inferior 25, y comprende una capa 26 de polímero PEKK poroso, capa 26 que está adyacente a la superficie superior 24, y tiene un grosor 27 de aproximadamente el 8 % de la altura 20 de la sección de base 2. Los poros del polímero PEKK en la capa 26 comprenden el poliuretano-bisurea-hexilenocarbonato biocompatible que se origina en la sección media 3, y que infiltró los poros del polímero PEKK en la capa 26 durante la fabricación. La sección media 3 de este implante comprende, en particular, un núcleo 31 de poliuretano-bisureahexilencarbonato de hexilenocarbonato no poroso y una carcasa circunferencial 32 de poliuretano-bisureahexilenocarbonato poroso. La carcasa 32 tiene un grosor 33 de aproximadamente el 8 % del diámetro 10 de la sección media 3 (e implante 1). La sección base 2 se extiende adicionalmente entre una superficie superior 24 y una superficie inferior 25, y comprende una capa 26 de polímero PEKK poroso, capa 26 que está adyacente a la superficie superior 24 y tiene un grosor 27 de aproximadamente el 8 % de la altura 20 de la sección base 2. Las dimensiones y la forma son las mismas que en los implantes de las Figuras 1A y 1B.

La Figura 1D representa esquemáticamente una vista lateral de otra realización más de un implante según la presente invención. El implante 1 incorporado en forma de tapón corresponde al que se muestra en la Figura 1C. Además, la sección media 3 de esta realización ahora tiene una carcasa circunferencial 32 de poliuretano-bisureahexilenocarbonato poroso que tiene un grosor 33 de aproximadamente el 10 % del diámetro 10 de la sección media 3 (e implante 1). Además, la sección base 2 comprende una capa 26 de polímero PEKK poroso, capa 26 que está adyacente a la superficie superior 24 y tiene un grosor 27 de aproximadamente el 5 % de la altura 20 de la sección base 2. Los poros del polímero PEKK en la capa 26 comprenden el poliuretano-bisurea-hexilenocarbonato biocompatible que se origina en la sección media 3, y que infiltró los poros del polímero PEKK en la capa 26 durante la fabricación. La sección base 2 comprende adicionalmente un núcleo 21 de polímero PEKK no poroso y una carcasa circunferencial 22 de polímero PEKK poroso. La carcasa 22 tiene un grosor 23 de aproximadamente el 5 % del diámetro 10 de la sección base 2 (e implante 1).

Finalmente, la sección base 2 también comprende una capa 28 de polímero de PEKK poroso, capa 28 que está adyacente a la superficie inferior 25 y tiene un grosor 29 de aproximadamente el 5 % de la altura 20 de la sección base 2. Las dimensiones y la forma son las mismas que en los implantes de las Figuras 1A a 1C.

Obsérvese que en las Figuras 1B, 1C y 1D las carcasas circunferenciales (22, 32) se muestran en sección transversal para mostrar sus respectivos grosores (23, 33). En una vista lateral, se extenderían sobre el diámetro completo 10 del implante 1.

Con referencia a la Figura 7A, se muestra una vista lateral de otro implante. El implante 1 en forma de tapón comprende los mismos materiales y secciones que se muestran en la Figura 1A. Las dimensiones del implante de la Figura 7A son las mismas que las del implante de la Figura 1 A, con una excepción. En lugar de tener una superficie superior 41 plana de la sección superior 4 (y el implante 1), como en la Figura 1 A, la superficie superior 41a de la sección superior 4 es esférica, con un radio de curvatura R de aproximadamente 28 mm (no dibujado a escala).

Con referencia a la Figura 7B, se muestra una vista lateral de otra realización del implante según la presente invención. El implante 1 en forma de tapón comprende los mismos materiales y secciones que se muestran en la Figura 1B. Las dimensiones del implante de la Figura 7B son las mismas que las del implante de la Figura 1B, con una excepción. En lugar de tener una superficie superior 41 plana de la sección superior 4, como en la Figura 1B, la superficie superior 41a de la sección superior 4 es esférica, con un radio de curvatura R de aproximadamente 28 mm (no dibujado a escala).

Con referencia a la Figura 7C, se muestra una vista lateral de otra invención del implante. El implante 1 en forma de tapón comprende los mismos materiales y secciones que se muestran en la Figura 1c . Las dimensiones del implante de la Figura 7C son las mismas que las del implante de la Figura 1C, con una excepción. En lugar de tener una superficie superior 41 plana de la sección superior 4, como en la Figura 1C, la superficie superior 41 a de la sección superior 4 es esférica, con un radio de curvatura R de aproximadamente 28 mm (no dibujado a escala).

Con referencia a la Figura 7D, se muestra una vista lateral de otra realización del implante según la presente invención. El implante 1 en forma de tapón comprende los mismos materiales y secciones que se muestran en la Figura 1D. Las dimensiones del implante de la Figura 7D son las mismas que las del implante de la Figura 1D, con una excepción. En lugar de tener una superficie superior 41 plana de la sección superior 4, como en la Figura 1D, la superficie superior 41a de la sección superior 4 es esférica, con un radio de curvatura R de aproximadamente 28 mm (no dibujado a escala).

De nuevo obsérvese que en las Figuras 7B, 7C y 7D las carcasas circunferenciales (22, 32) se muestran en sección transversal para mostrar sus respectivos grosores (23, 33). En una vista lateral, se extenderían sobre el diámetro completo 10 del implante 1 (no dibujado a escala).

Con referencia a las Figuras 2A a 2D, se muestra esquemáticamente una realización de una sección base 2 del implante 1. La sección base 2 mostrada es esencialmente cilíndrica con un diámetro 10 y una altura 20. La superficie superior 24 de la sección base tiene una parte 240 de reborde plano circunferencial que se extiende gradualmente en una cavidad 241 ubicada en el centro. La cavidad 241 está provista de partes 242 de bloqueo que tienen un diámetro mayor que el diámetro de la cavidad 241. A que se muestra en detalle en la Figura 2C, las partes 242 de bloqueo de la cavidad 241 tienen forma de disco, por lo que el reborde exterior del disco forma un ángulo 246 con la dirección longitudinal 247 de la sección base 2 de entre 1° y 20°, más preferiblemente de entre 5° y 15°. La cavidad 241 (y las partes 242) durante la fabricación del implante se llena con parte del material elastomérico biocompatible, para proporcionar un bloqueo adecuado de la sección media 3 a la sección base 2. Como se discutió anteriormente, la sección base 2 comprende un polímero PEKK que puede ser no poroso o sustancialmente no poroso, incluyendo esta última realización los ejemplos descritos anteriormente. Además, se observa que la sección base 2 comprende una superficie exterior que tiene irregularidades u ondulaciones. En la presente realización, estas comprenden crestas circunferenciales 243 que, en sección transversal, tienen forma de dientes de sierra, como se muestra en detalle en la Figura 2D. El ángulo 244 bajo el que se extienden los flancos de diente de sierra con respecto a la dirección transversal 245 de la sección base 2, es preferiblemente de entre 70° y 85°, más preferiblemente de entre 75° y 80°.

Preparación del material elastomérico de la sección superior y la media

Ejemplo 1: Policarbonato-alifático: Biomaterial de poli(uretano de carbonato de hexileno)-bis-urea MVH313, véase la Tabla 1 a continuación.

Este biomaterial MVH313, producido en un solo recipiente en dos pasos, se preparó mediante la funcionalización de 1,0 equivalente molar de diol de poli(carbonato de hexileno) (PM = 2000) con 2,0 equivalentes molares de 1,6-diisocianatohexano (paso 1), y la posterior extensión de la cadena usando 1,0 equivalente molar de 1,6-diaminohexano (paso 2).

En particular, el biomaterial de poliuretano-urea-hexileno alifático de la sección media 3 y la sección superior 4, se fabricó de la siguiente manera (con referencia a la Figura 3). Se pesó diol de poli(carbonato de hexileno) (PM=2000; 23,9 g, 11,9 mmol) en un matraz de 500 mL de 3 cuellos, y se secó calentándolo a 75 0C durante la noche, al vacío, después de lo cual se dejó enfriar a temperatura ambiente. Bajo una atmósfera de argón, se añadieron 1,6-diisocianatohexano (4,1 g, 23,9 mmol), DMAc (20 mL), y una gota de Sn(II)bis(2-etilhexanoato), después de lo cual la mezcla se calentó y se agitó durante 3 horas, tras lo cual aumentó la viscosidad. La mezcla se dejó enfriar a temperatura ambiente, se diluyó con DMAc (100 mL), y una solución de 1,6-diaminohexano (1,4 g, 11,9 mmol) en DMAc (50 mL) se añadió de una vez bajo mezclado intenso. Tras la adición y mezcla se formó inmediatamente un gel. La mezcla se diluyó adicionalmente con DMAc (150 mL), y se calentó en un baño de aceite de 130 0C, para adquirir una suspensión viscosa homogénea. Después de enfriarla a temperatura ambiente, la mezcla se precipitó en una mezcla de agua/salmuera (2,75 L de agua 0,25 L de salmuera saturada), para producir un material blanco blando. Este material se cortó en piezas más pequeñas, y se agitó en una mezcla 1:5 de metanol y agua (3 L) durante 64 horas. Después de decantar el sobrenadante, el sólido resultante se agitó en una mezcla 2:1 de metanol y agua (0,75 L) durante 6 horas. Decantar el sobrenadante, agitar en una mezcla 2:1 de metanol y agua (0,75 L) durante 16 horas, decantar el sobrenadante, y secar el sólido a 70 0C en vacío, produjo un polímero elastomérico flexible y resistente.

La espectroscopía de 1H RMN se realizó en el polímero resultante, usando un espectrómetro Varian 200, un Varian 400 MHz, o un espectrómetro Bruker de 400 MHz a 298K. La DSC se realizó usando una máquina Q2000 (TA Instruments). Se usaron velocidades de barrido de calentamiento de 10 0C/min y 40 0C/min, para la evaluación de la temperatura de fusión (T m) y la temperatura de transición vítrea (Tg), respectivamente. La Tm se determinó mediante la temperatura de fusión máxima, y la Tg se determinó a partir del punto de inflexión.

Todos los reactivos, productos químicos, materiales y disolventes se obtuvieron de fuentes comerciales, y se utilizaron sin purificación adicional. El diol de poli(carbonato de hexileno) utilizado tenía un peso molecular promedio de aproximadamente 2 kg/mol. Las Figuras 4 y 5 muestran el espectro de 1H RMN y los termogramas de DSC del polímero obtenido, respectivamente. Los resultados del espectro del 1H RMN pueden resumirse de la siguiente manera: 1H RMN (400 MHz, HFIP-d2): 5 = 4,23 (m, n*4H, n ~ 14,3), 4,10 (m, 4H), 3,17 (m, 12H), 1,87-1,32 (múltiples señales para metilenos CH2 alifáticos) ppm. El peso molecular promedio de las secciones repetidas de bloques duros/blandos es de aproximadamente 2,5 kDa. Los resultados de DSC pueden resumirse de la siguiente manera: DSC (10 °C/min, Figura 5A): Tm (parte superior) = 20,9 0C (bloque blando fundido); DSC (40 0C/min, Figura 5B): Tg = -38,0 0C. No se observó ningún segundo punto de fusión para el bloque duro hasta los 200 0C. Sin embargo, en un ciclo de calentamiento final hasta 250 0C a 10 0C/min (Figura 5C), se observó una transición de fusión pequeña y amplia a aproximadamente 227 0C. En los diagramas DSC, los picos de fusión endotérmicos se trazan hacia abajo, mientras que las cristalizaciones exotérmicas se trazan hacia arriba.

El biomaterial de carbonato de poliuretano-urea-hexileno alifático no poroso tenía un módulo elástico, según ASTM D638, de 3,6 ± 0,03 MPa.

Ejemplo 2: Poliéter-aromático: Biomaterial de poli(tetrahidrofurano uretano)-bis-urea MVH309B, ver la Tabla 1 a continuación.

En un procedimiento experimental en un solo recipiente en dos pasos similar, como se describe en detalle para biomaterial MVH313, también se produjo biomaterial MVH309B. En particular, se preparó biomaterial MVH309B mediante funcionalización de 1,0 equivalente molar de diol de poli-tetrahidrofurano (PM = 2000) con 1,33 equivalentes molares de bis(4-isocianatofenil)metano (MDI) (paso 1), y posterior extensión de la cadena usando 0,33 equivalente molar de 1,6-diaminohexano (paso 2). Biomaterial MVH309B se aisló como un polímero elastomérico de color blanco, flexible y resistente.

Ejemplo 3: Poliéter-alifático: Biomaterial de poli(tetrahidrofurano uretano)-bis-urea MVH312, ver la Tabla 1 a continuación.

En un procedimiento experimental en un solo recipiente en dos pasos similar, como se describe en detalle para biomaterial MVH313, también se produjo biomaterial MVH312. En particular, se preparó biomaterial MVH312 mediante funcionalización de 1,0 equivalente molar de diol de poli-tetrahidrofurano (PM = 2000) con 2,0 equivalentes molares de 1,6-diisocianatohexano (paso 1), y posterior extensión de la cadena usando 1,0 equivalente molar de 1,6-diaminohexano (paso 2). Biomaterial MVH312 se aisló como un polímero elastomérico flexible y resistente.

Ejemplo 4: Policarbonato-aromático: Biomaterial poli(carbonato de hexileno uretano)-bis-urea MVH311, ver la Tabla 1 a continuación.

En un procedimiento experimental en un solo recipiente en dos pasos similar, como se describe en detalle para biomaterial MVH313, también se produjo biomaterial MVH311. En particular, se preparó biomaterial MVH311 mediante funcionalización de 1,0 equivalente molar de diol de poli(carbonato de hexileno) (PM = 2000) con 1,33 equivalentes molares de bis(4-isocianatofenil)metano (MDI) (paso 1), y posterior extensión de la cadena usando 0,33 equivalente molar de 1,6-diaminohexano (paso 2). Biomaterial MVH311 se aisló como un polímero elastomérico flexible y resistente.

Propiedades mecánicas del material elastomérico de la sección media

La prueba de relajación de tensión se realizó en los dos polímeros aromáticos y los dos alifáticos de los Ejemplos 1 4, así como en tres muestras de cartílago equino obtenidas del Utrecht Medical Centre. Una descripción de las muestras (p. ej., clases de polímeros) y sus dimensiones, se enumeran en la Tabla 1. Usando un Instron Electropulse E10000, cada muestra se comprimió a una velocidad de deformación de 0,005 s-1 hasta una tensión de 0,05 mm/mm, que permaneció constante durante 1800 s. Todas las pruebas se realizaron por triplicado. Durante las pruebas, la carga, el desplazamiento y el tiempo se registraron, y después se obtuvieron curvas de relajación de tensión a partir de los datos. La relajación de tensión se muestra determinando el módulo de relajación de tensión G(t) en el inicio de la relajación de tensión [G(0)], y 1800 s después del inicio de la relajación de tensión [G(1800)], utilizando la siguiente ecuación:G(t) =a(t)/<£0>, donde o(t) es la tensión de compresión, y<£0>es la deformación (constante) establecida.

Tabla 1: Descripción general de las pruebas de relajación de tensión. Todas las pruebas se realizaron por triplicado.

Los resultados se muestran en la Tabla 2 a continuación.

Tabla 2: Moduladores de relajación de tensión de los materiales en y después de 1800 s después del inicio 9 de relajación de tensión.

Prueba Código Módulo de relajación de tensión [MPa]

G(0)G(1800)

1 EC 1,32 ± 0,58 0,03 ± 0,02

2 MVH309B 0,85 ± 0,04 0,65 ± 0,04

3 MVH311 12,29 ± 0,30 10,84 ± 0,39

4 MVH312 10,36 ± 0,61 7,42 ± 0,28

5 MVH313 3,60 ± 0,03 3,14 ± 0,05

Preparación de anclajes óseos PEKK recubiertos con biomaterial

El implante 1 se fabricó uniendo las secciones superior y media (4, 3) a una sección base 2 de PEKK que sirve como anclaje óseo. En un método según una realización de la invención, los anclajes óseos PEKK se recubrieron con el biomaterial de carbonato de poliuretano-urea-hexileno, presionando pequeños gránulos del polímero de policarbonato alifático sobre la parte superior y en los anclajes PEKK. Para este fin, se utilizó una configuración de prensa personalizada. Se han probado diversas temperaturas (de 100 0C a aproximadamente 150 °C), fuerzas de compresión (de 2 kN a aproximadamente 4 kN) y métodos. Los mejores resultados se obtuvieron utilizando un procedimiento de dos pasos, empleando una temperatura de 150 °C, y utilizando una fuerza de compresión de 40 kN (4 toneladas, o 4000 kg; correspondiente a una presión de 1,4 GPa). Las temperaturas inferiores a 150 °C parecían proporcionar capas de biomaterial de carbonato de poliuretano-urea-hexileno menos homogéneas (secciones 3 y 4), mientras que las temperaturas más altas son menos deseadas ya que los grupos urea en el biomaterial de carbonato de poliuretanourea-hexileno pueden entonces degradarse hasta cierto punto. En el primer paso, se presionaron aproximadamente 50 mg del polímero 12 sobre y en el anclaje óseo PEKK durante 15 minutos, mientras que en el segundo paso se añadieron aproximadamente 2 mg de polímero 12 a la configuración, y la muestra se presionó durante otros 15 minutos en las mismas condiciones (150 °C y 40 kN). Posteriormente, las muestras se retiraron de la configuración de compresión, y luego se dejaron enfriar. Después del segundo paso de prensado, la superficie de la capa del biomaterial de carbonato de poliuretano-urea-hexileno (secciones 3 y 4) en la parte superior de la sección base 2 parecía ser sustancialmente plana. El biomaterial era casi transparente e incoloro. Los bordes del biomaterial mostraron algunas tramas o deshilachados, y estos se eliminaron usando un bisturí.

Un orificio central (241,242) de la sección base 2 tenía una profundidad de aproximadamente 4,5 mm y un diámetro de aproximadamente 2 mm. El orificio se llenó sustancialmente con el biomaterial de carbonato de poliuretano-ureahexileno, y la unión del biomaterial a la sección base 2 de PEKK parecía bastante fuerte y robusta. Eliminar el biomaterial de la sección base de PEKK mediante fuerza, o aflojar la conexión en las interfaces de biomaterial PEKK, resultó ser prácticamente imposible. Todos los equipos y accesorios utilizados que se pretendían que entrasen en contacto con la sección base 2 de PEKK y/o con el biomaterial elastomérico, se enjuagaron con etanol o isopropanol, y después se secaron. Después de presionar, y cortar las tramas, el implante de tapón de biomaterial de PEKK se enjuagó con isopropanol, y se secó. Los tapones también pueden producirse en un entorno esterilizado, si fuese necesario.

Como se evaluó al medirla, la sección base de PEKK era de 6 mm de diámetro y 6 mm de alto (una altura de 6 mm). La cavidad central en la sección base era de aproximadamente 2 mm de diámetro y aproximadamente 4,5 mm de profundidad. El biomaterial elastomérico (el policarbonato alifático) colocado sobre la sección base de PEKK era de aproximadamente 6 mm de diámetro y aproximadamente 1 mm de alto. En consecuencia, el implante total de tapón de biomaterial de PEKK tenía aproximadamente 7 mm de alto.

A la sección superior 4 se le realizaron poros perforando orificios en esta con un diámetro promedio de 300 micrómetros, hasta una porosidad final del 50 % en volumen. El biomaterial de carbonato de poliuretano-urea-hexileno alifático poroso de la sección superior 4 tenía un módulo elástico, según ASTM D638, de 0,9 ± 0,2 MPa.

El implante 1 puede implantarse en un defecto osteocondral 8, como se muestra en las Figuras 6A a 6C. En un método típico, se perfora un defecto de cartílago que se extiende en el hueso subcondral (Figura 6A), y se implanta un implante 1 con forma de tapón en el orificio perforado bajo cierta presión (“ajuste a presión” ), como se muestra en la Figura 6B. Luego, el hueso crece sobre, y en algunas realizaciones, en, la sección base 2 de PEKK, anclando el implante 1. Rodeando el cartílago nativo 5 crece sobre un lado superior 41 de la sección superior 4, y se genera un nuevo cartílago 5a en la parte superior del implante 1, como se muestra en la Figura 6C. Como también se muestra en la Figura 6C, la altura 20 de la sección base 2, la altura 30 de la sección 3 media no porosa y la altura 40 de la sección 4 superior porosa, se seleccionan de manera que una superficie superior 41 del implante 1 se encuentre por debajo de una superficie superior 50 del cartílago 5 presente en una estructura osteocondral (5, 6), cuando se implanta, preferiblemente sobre una distancia 51 de entre 0,1-1 mm. En el presente caso, esta distancia fue de aproximadamente 0,5 mm. La estructura osteocondral (5, 6) comprende hueso subcondral 6 y una capa 5 de cartílago encima de esta. Generalmente, una cavidad sinovial 7 también está presente.

Como también se muestra en las Figuras 6B y 6C, la altura 20 de la sección base 2, la altura 30 de la sección 3 media no porosa y la altura 40 de la sección 4 superior porosa, se seleccionan de manera que una superficie inferior 24 de la sección media 3 (o superficie superior 24 de la sección base 2) se encuentre alrededor de nivel con una superficie inferior 51 de la capa 5 de cartílago de la estructura osteocondral (5, 6), cuando se implanta.

Preparación de anclajes óseos metálicos recubiertos con biomaterial

Otra realización del implante 1 se fabricó uniendo las secciones superior e intermedia (4, 3) a una sección base 2 de titanio que sirve como anclaje óseo. El titanio utilizado fue la aleación Ti6A14V, que se encuentra fácilmente en el mercado. La sección base de titanio estaba provista de poros que tenían un tamaño de poro promedio de aproximadamente 300 micrómetros. En un método según una realización de la invención, los anclajes óseos de titanio se recubrieron con un carbonato de poliuretano-urea-hexileno presionando pequeños gránulos del polímero de policarbonato alifático sobre la parte superior de y en los poros de los anclajes de titanio. Para este fin, se utilizó la misma configuración de prensa personalizada que se utilizó en el ejemplo anterior. Los resultados óptimos se obtuvieron de nuevo utilizando un procedimiento de dos pasos, empleando una temperatura de 150 0C, y usando una fuerza de compresión de 40 kN (4 toneladas, o 4000 kg; correspondiente a una presión de 1,4 GPa). En el primer paso, se presionaron aproximadamente 50 mg del polímero elastomérico sobre y en el anclaje óseo de titanio durante 15 minutos, mientras que en el segundo paso se añadieron aproximadamente 2 mg del polímero elastomérico a la configuración, y la muestra se presionó durante otros 15 minutos en las mismas condiciones (150 0C y 40 kN). Posteriormente, las muestras se retiraron de la configuración de compresión, y luego se dejaron enfriar. Después del segundo paso de prensado, la superficie de la capa del biomaterial de carbonato de poliuretano-urea-hexileno (secciones 3 y 4) en la parte superior de la sección base 2 parecía ser sustancialmente plana. El biomaterial era casi transparente e incoloro. Algunos bordes del biomaterial mostraron tramas o deshilachados, que se retiraron usando un bisturí.

Al igual que con el anclaje base PEKK, el anclaje base de titanio también se proporcionó con un orificio central (241, 242) con las mismas dimensiones. El orificio se llenó sustancialmente con el biomaterial de carbonato de poliuretanourea-hexileno, y la unión del biomaterial a la sección base 2 de titanio fue satisfactoria.

La sección base 2 de titanio tenía las mismas dimensiones que la sección base de PEKK. Dado que se usó el mismo molde, el biomaterial elastomérico (el policarbonato alifático) colocado sobre la sección base de titanio era de aproximadamente 6 mm de diámetro y aproximadamente 1 mm de alto. En consecuencia, el implante total de tapón de biomaterial de titanio era de aproximadamente 7 mm de alto.

El implante 1 puede implantarse en un defecto osteocondral 8, como se muestra en las Figuras 6A a 6C, como ya se describió anteriormente. En un método típico, se perfora un defecto de cartílago que se extiende en el hueso subcondral (Figura 6A), y se implanta un implante 1 con forma de tapón en el orificio perforado, como se muestra en la Figura 6B. Debido a la rigidez relativamente alta de la sección base 2 de titanio, no fue apropiado un ajuste a presión. En cambio, las dimensiones del hueso subcondral perforado fueron ligeramente más grandes que las dimensiones de la sección base 2 de titanio. Se observa que el hueso crece sobre la sección base 2 de titanio, anclando el implante 1. Rodeando el cartílago nativo 5 crece sobre un lado superior 41 de la sección superior 4, y se genera un nuevo cartílago 5a en la parte superior del implante 1, como se muestra en la Figura 6C. Como también se muestra en la Figura 6C, la altura 20 de la sección base 2, la altura 30 de la sección 3 media no porosa y la altura 40 de la sección 4 superior porosa, se seleccionan de manera que una superficie superior 41 del implante 1 se encuentre por debajo de una superficie superior 50 del cartílago 5 presente en una estructura osteocondral (5, 6), cuando se implanta, preferiblemente sobre una distancia 51 de entre 0,1-1 mm. En el presente caso, esta distancia fue de aproximadamente 0,5 mm. La estructura osteocondral (5, 6) comprende hueso subcondral 6 y una capa 5 de cartílago encima de esta. Generalmente, una cavidad sinovial 7 también está presente.

Finalmente, el implante según las realizaciones mostradas en las Figuras 7B y 7D, también puede implantarse en un defecto osteocondral 8, como se muestra en las Figuras 8A a 8C. Debido a una superficie 41 a superior esférica de la capa superior 4, esta realización puede regenerar una nueva capa 5a de cartílago en la superficie superior 41 a de la sección superior 4 del implante 1, de aproximadamente igual grosor a lo largo de la superficie superior 41a. El resultado puede ser un radio de una superficie superior 50 del cartílago regenerado 5a que es aproximadamente el mismo que el radio de la capa 5 de cartílago nativo circundante junto al implante, mostrando así una continuidad en el radio.

Será evidente que muchas variaciones y usos son posibles para un experto en la técnica dentro del alcance de la invención como se define en las reivindicaciones adjuntas.

Claims

REIVINDICACIONES

i.Un implante (1) no biodegradable en forma de tapón para el reemplazo y regeneración de tejido biológico, que comprende una sección base (2), configurada para el anclaje en el tejido óseo, una sección media (3), configurada para reemplazar el tejido cartilaginoso de una zona intermedia y profunda de la capa de cartílago, y que tiene un grosor de al menos 0,2 mm, y una sección superior (4), configurada para hacer crecer tejido cartilaginoso sobre y en esta, por lo tanto, regenerando una zona superficial de la capa de cartílago, en donde la sección media (3) y superior (4) comprenden el mismo material elastomérico termoplástico no biodegradable, que es poroso en la sección superior (4), y no poroso en la sección media (3), en donde el material elastomérico termoplástico no biodegradable comprende un copolímero de bloques lineales que comprende grupos uretano y urea, y está sustancialmente libre de un compuesto peptídico añadido con propiedades regenerativas de cartílago, y en donde el material de la sección base (2) comprende uno de un metal biocompatible, tal como el titanio o una aleación de titanio, cerámica, tal como hidroxiapatita cristalina sinterizada, mineral, tal como mineral de fosfato, y un polímero no biodegradable, y combinaciones de los mismos, en donde la sección base (2) comprende un núcleo (21) de material de sección base no poroso y una carcasa circunferencial (22) de material de sección base poroso, en donde el área de sección transversal de la carcasa circunferencial (22) cubre como máximo el 35 % del área de sección transversal más grande de la sección base (2).
2. Implante según la reivindicación 1, en donde el material elastomérico termoplástico no biodegradable comprende además grupos carbonato.
3. Implante según las reivindicaciones 1 o 2, en donde el material elastomérico termoplástico no biodegradable comprende un poliuretano-bisurea-alquilencarbonato.
4. Implante según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde el material elastomérico termoplástico no biodegradable poroso de la sección superior (4) tiene un módulo elástico a temperatura ambiente, de menos del 80 % del módulo elástico del material elastomérico termoplástico no biodegradable de la sección media (3).
5. Implante según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde la carcasa circunferencial (22) tiene un grosor que es inferior al 10 % del diámetro más grande de la sección base (2).
6. Implante según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde la sección base (2) se extiende entre una superficie superior (24) y una superficie inferior (25), y comprende una capa (26) de material de sección base poroso, en donde la capa (26) está adyacente a la superficie superior, y tiene un grosor que es inferior al 10 % de la altura más grande de la sección base (2), y en donde poros del material de sección base en la capa (26) comprenden el material elastomérico biocompatible.
7. Implante según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde el material de sección base comprende un metal, seleccionado de titanio, circonio, cromo, aluminio, acero inoxidable, hafnio, tántalo o molibdeno, y sus aleaciones, o cualquier combinación de los mismos, y/o una cerámica o mineral, seleccionado de óxidos, nitruros, carburos y boruros, o cualquier combinación de los mismos.
8. Implante según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde el material de sección base comprende un polímero no de hidrogel, que comprende preferiblemente un polímero de poliariletercetona, tal como poliéter-cetona-cetona (PEKK), poliéter-éter-cetona (PEEK), y poliéter-cetona-éter-cetona-cetona (PEKEKK).
9. Implante según la reivindicación 8, que comprende un polímero de poliariletercetona sustancialmente no poroso, con una porosidad de menos del 20 %, con respecto al volumen total del polímero de poliariletercetona.
10. Implante según las reivindicaciones 8 o 9, en donde la sección base comprende un polímero de poliariletercetona no poroso.
11. Implante según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende además un agente o cuerpo de contraste o radiofarmacéutico para la formación de imágenes médicas, preferiblemente proporcionado en la sección base.
12.Implante según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde la sección superior (4) tiene una superficie superior ligeramente curvada, que tiene un radio de curvatura en un plano sagital y/o medial-lateral que oscila de 15 mm a 150 mm.

Implante según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en donde el material de sección base comprende un material de refuerzo seleccionado del grupo que consiste en polímeros fibrosos o particulados y/o metales.

Un método para la preparación de un implante según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende:

a) proporcionar en un molde a temperatura ambiente una sección base que comprenda material de sección base que comprenda uno de un metal biocompatible, cerámica, mineral, tal como mineral de fosfato, y un polímero no biodegradable, opcionalmente, un polímero de hidrogel, y combinaciones de los mismos; y gránulos de un material elastomérico termoplástico no biodegradable en la parte superior de la sección base, comprendiendo el material elastomérico termoplástico no biodegradable un copolímero de bloque lineal que comprende grupos uretano y urea, y sustancialmente libre de un compuesto peptídico añadido que tenga propiedades regenerativas de cartílago;

b) cerrar el molde, y calentar el conjunto anterior a una temperatura de entre 100 0C y 250 0C bajo una presión de entre 1 y 2 GPa, de manera que el material elastomérico termoplástico no biodegradable se funda y se fusione con la sección base; y

c) enfriar el conjunto a temperatura ambiente para consolidar el material elastomérico termoplástico no biodegradable, y abrir el molde;

d) proporcionar una sección superior del material elastomérico termoplástico no biodegradable con poros, ya sea antes o después de abrir el molde.

Un método según la reivindicación 14, en donde después del paso b) se abre el molde y se añaden gránulos adicionales del material elastomérico termoplástico no biodegradable al molde, y se repite el paso b).