ES3031571T3

ES3031571T3 - Demineralized bone fiber implant compositions and their methods of fabrication

Info

Publication number: ES3031571T3
Application number: ES20751911T
Authority: ES
Inventors: Andrew J Carter; Bradley E Patt; Gunnar Andersson; Ian Mcrury; Nikhil Verma; Nelson L Scarborough
Original assignee: Theracell LLC
Current assignee: Theracell LLC
Priority date: 2019-02-09
Filing date: 2020-02-07
Publication date: 2025-07-09
Anticipated expiration: 2040-02-07
Also published as: EP4606395A2; US11660373B2; JP7531772B2; EP3920852A1; EP4606395A3; US20210154366A1; EP3920852C0; US20230285632A1; WO2020163828A1; EP3920852B1; US20250065015A1; US12171908B1; AU2020219377B2; AU2024278230A1; AU2020219377A1; US20200254143A1; US11759548B1; US12115279B2; US20250001045A1; US20230381374A1

Abstract

Una composición y sus métodos de fabricación o uso incluyen una pluralidad de fibras que forman una forma para aumentar la fijación de un tornillo óseo, o una pluralidad de fibras que forman una forma con una porción de clavija y una porción de lámina para aumentar la reparación tendón-óseo. La presencia física de la pluralidad de fibras proporciona una fijación inicial, mientras que el uso de un material osteoinductor proporciona una mejora a largo plazo de la formación ósea alrededor del sitio del tornillo óseo o de la reparación tendón-óseo. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Composiciones de implantes de fibra de hueso desmineralizado y sus métodos de fabricación

Campo de la invención

El campo de la invención se refiere a la composición y métodos de implantes de fibra de hueso hechos de hueso cortical, en los que una pluralidad de fibras de hueso desmineralizado adopta una forma que tiene una porción de clavija y una porción de lámina para aumentar la reparación del tendón al hueso. La técnica previa más cercana es el documento WO 2016/077718 A1, que define el preámbulo de la reivindicación 1.

Antecedentes

La descripción de antecedentes incluye información que puede ser útil para comprender la presente divulgación. No constituye una admisión de que alguna de la información proporcionada en el presente documento sea técnica anterior o relevante para la invención actualmente reivindicada, o que cualquier publicación a la que se haga referencia específica o implícitamente sea técnica anterior.

Todas las publicaciones y solicitudes de patente del presente documento se incorporan por referencia en la misma medida que si cada publicación o solicitud de patente individual se indicara específica e individualmente para ser incorporada por referencia. Cuando una definición o uso de un término en una referencia incorporada sea inconsistente o contrario a la definición de ese término proporcionada en el presente documento, se aplica la definición de ese término proporcionada en el presente documento y no se aplica la definición de ese término en la referencia.

A nivel mundial, la osteoporosis causa más de 8.9 millones de fracturas al año, lo que resulta en una fractura osteoporótica cada 3 segundos. Se estima que la osteoporosis afecta a 200 millones de mujeres en todo el mundo - aproximadamente un décimo de las mujeres de 60 años, un quinto de las mujeres de 70 años, dos quintos de las mujeres de 80 años y dos tercios de las mujeres de 90 años. Se estima que la osteoporosis afecta a 75 millones de personas en Europa, Estados Unidos y Japón. Se estima que en el año 2000 hubo 9 millones de nuevas fracturas osteoporóticas, de las cuales 1.6 millones fueron en la cadera, 1.7 millones en el antebrazo y 1.4 millones fueron fracturas vertebrales clínicas. Europa y las Américas representaron el 51 % de todas estas fracturas, mientras que la mayor parte del resto ocurrió en la región del Pacífico Occidental y el Sudeste Asiático. A nivel mundial, 1 de cada 3 mujeres mayores de 50 años sufre fracturas osteoporóticas, al igual que 1 de cada 5 hombres mayores de 50 años.

Las técnicas modernas de cirugía de columna enfrentan dificultades para lograr y mantener la fijación en vértebras osteoporóticas, en caso de fractura y/o deformidad. La interfaz hueso-tornillo es típicamente la región más susceptible al aflojamiento y a las fallas. Muchos factores físicos pueden afectar la fuerza de fijación final de los tornillos pediculares, como el paso y el diámetro del tornillo, aunque los factores del huésped tienen al menos el mismo efecto. Se ha demostrado que los tornillos pediculares se aflojan en pacientes con resistencia ósea comprometida debido a osteodistrofia renal y osteoporosis. Una parte significativa de estos casos sufrirá una falla catastrófica después de intentar la fijación quirúrgica. Como resultado, algunos cirujanos de columna pueden negarse a realizar cirugía de estabilización en pacientes osteoporóticos con fracturas y/o deformidades graves. Se han realizado muchos intentos de mejorar la capacidad de sujeción de las construcciones de tornillo pediculares en el hueso osteoporótico, incluyendo la adición de diversos cementos para el aumento y el uso de nuevos diseños de tornillo, como los tornillos expansibles. Se ha demostrado que el uso de cemento de polimetilmetacrilato (PMMA) aumenta la resistencia a la extracción hasta en 150 %. El uso de cemento para aumentar la fijación tradicional con tornillo pediculares generalmente produce una mayor resistencia a la extracción y/o falla de balanceo en la dirección cefálica-caudal como se informa en numerosos estudios, pero existen posibles morbilidades asociadas, como extrusión del canal espinal u obstrucción del flujo vascular.

Una desventaja adicional y significativa del uso del aumento con tornillo de PMMA es que se trata de una reparación no biológica, lo que hace que la revisión o reoperación sea muy difícil. Es un método de "quema de puentes".

Existen problemas similares de resistencia de fijación inicial y aflojamiento y falla posteriores, con el uso de tornillos en métodos ortopédicos, como fracturas de cadera que ocurren frecuentemente en pacientes con hueso osteoporótico o comprometido de otra manera.

Además, existe un deseo de que los implantes se adhieran efectiva y rápidamente al hueso circundante, especialmente cuando ese hueso está comprometido. Se emplean en diversas estrategias para facilitar esto, incluyendo el uso de superficies de crecimiento porosas. Sin embargo, el aflojamiento de los implantes sigue siendo un problema y una preocupación para los ortopedistas.

Cuando se colocan tejidos o injertos de tendones o ligamentos en aposición al hueso, como en el caso de la reparación del manguito rotador, o en túneles óseos, como en la reparación del ligamento cruzado anterior, la creación o recreación de la entesis tendón-hueso es un problema y una preocupación para los ortopedistas.

Resumen de la invención

Una composición de acuerdo con la presente invención se define en la reivindicación 1, con un método de fabricación de dicha composición definido en la reivindicación 7 y un kit que comprende dicha composición definido en la reivindicación 12. Los inventores han descubierto de forma ventajosa una composición y un método para mejorar la fijación de implantes y tejido al hueso, mediante el uso de un implante, que está compuesto, por ejemplo, de una pluralidad de fibras de hueso desmineralizado (es decir, fibras (DBF) de hueso desmineralizado, fibras de colágeno, polímeros sintéticos, fibras reabsorbibles) y que tienen una forma apropiada. El implante puede colocarse en i) la interfaz entre el tejido y el hueso, o ii) puede colocarse en un orificio del hueso, antes de insertar un tornillo.

En algunas realizaciones de la presente invención, se proporcionan una composición y un método para mejorar la fijación de tornillos en el hueso, utilizando un implante de fibra como se divulga en el presente documento. Por ejemplo, el implante de fibra puede estar compuesto de una pluralidad de fibras que tienen una forma apropiada. Utilizando el implante, los kits y/o los métodos como se divulga en el presente documento, el implante se coloca en el orificio del hueso que se va a reparar. Más específicamente, el implante se coloca en el orificio del hueso en el que se colocará un tornillo para hueso. Al colocar el implante en el orificio del hueso antes de insertar el tornillo, el implante entra en contacto con el implante y proporciona una sustancia más densa en la que se puede asegurar el tornillo, lo que aumenta el torque de inserción y la fuerza necesaria para sacar el tornillo del orificio. Como tal, el implante colocado en el orificio de un hueso antes de la inserción de un tornillo para hueso disminuye las posibilidades de que el tornillo se salga del orificio, y permite una reparación ósea más segura y efectiva. Por ejemplo, como las fibras (DBF) de hueso desmineralizado son osteoinductoras y osteoconductoras, existe un beneficio adicional de un implante de fibra DBF que proporciona un aumento en el crecimiento óseo local alrededor del implante y aumenta aún más la probabilidad de una reparación ósea a largo plazo y posiblemente permanente. Además, otras formas de fibra (por ejemplo, fibras de colágeno, fibras de polímero biocompatible y/o fibras de polímero reabsorbibles) también pueden ser osteoinductoras y/o osteoconductoras. Los beneficios de estos implantes de fibra son de particular relevancia cuando el tornillo se implanta en un hueso osteoporótico o en un orificio de tornillo existente, como en el caso de una cirugía de revisión.

De manera notable, la materia sujeto de la invención incluye una composición que comprende un implante para reparación ósea o fijación con tornillo, en donde el implante incluye una pluralidad de fibras que tienen una forma de cono truncado con un extremo ensanchado, o un cono truncado canulado con un extremo ensanchado. De acuerdo con la invención, la pluralidad de fibras es cortada del hueso cortical desmineralizado. Además, el implante tiene un extremo proximal y un extremo distal. Para la fijación con tornillo, la pluralidad de fibras tiene la forma de un cono truncado con un extremo ensanchado, o un cono truncado canulado con un extremo ensanchado, y el extremo ensanchado está en el extremo proximal del implante. La longitud del implante puede ser de entre 1 cm y 10 cm. Preferiblemente, la longitud del implante es de 4 a 5 cm. Más preferiblemente, el implante tiene una longitud de 4 cm. El volumen del implante, con una longitud de entre 1 cm y 10 cm, también puede tener un volumen de entre 0.15 cm3 y 10.0 cm3. Más preferiblemente, el volumen del implante puede ser de entre 0.15 cm3 y 2 cm3.

De acuerdo con la invención, el extremo ensanchado del implante tiene una hendidura para recibir un tornillo para hueso.

En otras realizaciones típicas, el implante está deshidratado.

La materia sujeto de la invención puede ser utilizada en métodos para aumentar la fijación de un tornillo en un hueso con el implante divulgado anteriormente y en el presente documento, en el que opcionalmente se puede colocar un alambre guía para definir una posición en el hueso para el tornillo, seguido de la inserción o provisión del implante en una cavidad en el hueso, y luego inserción o suministro del tornillo en el implante.

Específicamente, cuando se utiliza el alambre guía, el método incluye colocar el implante en el alambre guía a través de la forma canulada, tubular o cónica del implante y mover el implante a lo largo del alambre guía dentro de la cavidad, lo que facilita la colocación del implante y también evita o disminuye la incidencia de colapso del implante. Para mover el implante a lo largo del alambre guía, se puede utilizar un empujador personalizado, un punzón, un macho para roscar y/o un taladro. Además, la cavidad en el hueso se puede formar utilizando un punzón, un macho para roscar y/o un taladro. La formación de la cavidad mediante el punzón o el macho para roscar reduce la incidencia de cualquier extracción del hueso e induce la compactación, para reforzar la fijación del tornillo en el hueso. La cavidad en el hueso puede estar provista de fibras (DBF) de hueso desmineralizado adicionales, fibras de polímero biocompatible, fibras de colágeno y/o fibras de polímero reabsorbibles.

Preferiblemente, el método para aumento de la fijación de un tornillo en un hueso con uno de los implantes divulgados actualmente, incluye colocar un alambre guía para definir una posición en el hueso para el tornillo, disminuyendo así la incidencia de colapso del implante, insertar o proporcionar el implante a una cavidad en el hueso e insertar o proporcionar el tornillo en el implante, en donde la inserción o provisión del implante o el tornillo incluye el uso de un instrumento canulado o una jeringa de extremo abierto con el implante contenido en la misma. El implante puede estar hecho de fibras (DBF) de hueso desmineralizado, fibras de polímero biocompatible, fibras de colágeno y/o fibras de polímero reabsorbibles, y el implante puede estar provisto de fibras adicionales del mismo tipo o de un tipo diferente divulgado en el presente documento. El implante fabricado con fibras DBF puede ser tanto osteoinductivo como osteoconductor.

La materia sujeto de la invención también incluye métodos de fabricación del implante de fibra. Un método para fabricar el implante de fibra divulgado en el presente, incluye dispersar una pluralidad de fibras (DBF, fibras de polímero biocompatible, fibras de colágeno y/o fibras de polímero reabsorbibles) en un fluido, en donde las fibras y el fluido están en una proporción de entre aproximadamente 1 gramo de fibras y aproximadamente 3 mls y aproximadamente 50 mls del fluido, proporcionando a la pluralidad dispersa de fibras presión en un molde ventilado, drenando así el fluido fuera del molde. Preferiblemente, las fibras y el fluido están en una proporción de 1 gramo de fibras en aproximadamente 3 mls por 20 mls de fluido. Más preferiblemente, las fibras y el fluido están en una proporción de 1 gramo de fibras en aproximadamente 3 mls por 10 mls de fluido.

En realizaciones adicionales, el método divulgado anteriormente y en el presente documento también incluye calentar la pluralidad de fibras en el molde. Preferiblemente, el calentamiento ocurre a o entre 35 y 55 grados Celsius. En algunas realizaciones, el método también incluye liofilizar la pluralidad de fibras.

Los inventores también han contemplado un kit para aumentar la fijación de un tornillo en un hueso, en donde el kit incluye al menos uno de los implantes de fibra divulgados en el presente, como se divulgó anteriormente y en el presente documento. El kit contemplado puede incluir también un alambre guía, un punzón o un macho para roscar, y/o un tornillo para colocar en el hueso que se va a reparar. En algunas realizaciones, el alambre guía, el punzón y/o el macho para roscar son desechables.

Además de la fijación con tornillo, los inventores de la materia objeto divulgada en el presente han descubierto un implante ventajoso para la reunificación quirúrgica del tendón al hueso. El implante divulgado en el presente es capaz de una vez, de: 1) proporcionar un implante osteoinductivo y osteoconductor para facilitar la regeneración de la entesis, 2) aumentar la efectividad del anclaje de sutura y 3) autoestabilizarse durante la cirugía, a diferencia de otros implantes. De acuerdo con ello, los aspectos de la presente divulgación están dirigidos a un medio para mejorar la fijación de implantes y tejido al hueso mediante el uso de un implante, que puede, por ejemplo, estar compuesto de fibras de hueso desmineralizado, colágeno, polímero y/o fibras de polímero reabsorbibles, y que tiene una forma apropiada. En particular, el implante hecho de una pluralidad de fibras tiene una porción de clavija y una porción de lámina. De acuerdo con la presente divulgación, se puede colocar un anclaje de sutura en la porción de clavija del implante y luego se utiliza el impulsor del anclaje de sutura, para sujetar el implante y el anclaje de sutura para permitir que la combinación se introduzca en la articulación que se está tratando. Al colocar la porción de clavija del implante en la cavidad destinada a recibir el anclaje de sutura y atornillar el anclaje de sutura en su lugar, la porción de lámina del implante se mantiene en el lugar deseado en el lecho óseo, donde se vuelve a unir el tendón. De esta manera, las suturas se pueden utilizar para reaproximar y atar el tendón para efectuar la reparación. Para reparaciones más grandes se pueden utilizar múltiples implantes.

En algunos ejemplos, el implante se coloca en la interfaz entre un tejido del manguito rotador desgarrado y el hueso. El implante de acuerdo con la presente divulgación sirve para mejorar la integración entre el tendón y el hueso y facilitar la recreación de la entesis.

Los ejemplos típicos incluyen un implante para la unión de tendón a hueso, el implante hecho de una pluralidad de fibras cortadas de hueso desmineralizado, la pluralidad de fibras tiene una forma contigua, que tiene una porción de clavija y una porción de lámina. En particular, la porción de clavija tiene una forma tubular con un extremo cerrado y un extremo abierto, y es capaz de insertarse con el extremo cerrado primero en una cavidad de un hueso. La porción de lámina tiene dos lados y un primer lado está en contacto con un área de la superficie del hueso adyacente a la cavidad. En ejemplos típicos, el segundo lado de la porción de lámina entra en contacto con el tendón y la porción de lámina forma así una interfaz entre el tendón y el hueso.

En ejemplos específicos, la longitud de la porción de clavija del implante es de entre aproximadamente 10 y 50 milímetros (mm). El diámetro de la porción de la clavija puede ser de entre 3 y 10 mm aproximadamente.

En otros ejemplos específicos, la porción de lámina del implante puede tener cualquier forma, siempre que se extienda en abanico sobre la superficie del hueso y rodee el extremo abierto de la cavidad. Por ejemplo, la porción de lámina total que rodea la región de la porción de clavija puede tener una forma de o similar a un rectángulo, un cuadrado, un círculo o una forma no perfecta de los mismos y tener un perímetro que forma un rectángulo, un cuadrado, un círculo o una forma irregular de los mismos. Además, la porción de lámina puede no tener una forma poligonal particular, sino tener un perímetro de lados rectos. Los lados rectos pueden tener, cada uno independientemente, una longitud de entre 5 y 20 mm. En los ejemplos donde la porción de lámina tiene forma circular, el diámetro de esta puede estar entre aproximadamente 5 y 20 mm. En ejemplos adicionales o alternativos, la porción de lámina puede tener un espesor de entre aproximadamente 0.5 y 5 mm.

El implante hecho de una pluralidad de fibras como se describe en el presente documento que tiene una porción de clavija y una porción de lámina, puede estar hecho de fibras (DBF) de hueso desmineralizado, colágeno, polímero y/o fibras de polímero reabsorbibles. Preferiblemente, el implante está hecho de una pluralidad de fibras DBF

La divulgación también incluye un método para aumentar la nueva unión de un tendón a un hueso, utilizando el implante como se divulga en el presente documento. El método incluye colocar un anclaje de sutura en la porción de clavija del implante, preparar opcionalmente un lecho óseo sangrante sobre el hueso, crear una cavidad en el hueso, colocar la porción de clavija del implante en la cavidad del hueso, atornillar el anclaje de sutura en su lugar y usar las suturas para reaproximar y atar el tendón, para efectuar la nueva unión del tendón al hueso.

La materia objeto de la invención también incluye un método para fabricar el implante divulgado en el presente. En realizaciones típicas, el método para fabricar el implante divulgado en el presente incluye dispersar una pluralidad de fibras con presión (bajo presión) en un molde ventilado, drenando así el fluido del molde. El método puede incluir además calentar la pluralidad de fibras en el molde. El calentamiento de la pluralidad de fibras puede ocurrir a o entre 35 ° y 55 ° o de 45 ° a 55 °C. En realizaciones de ejemplo, las fibras (por ejemplo, fibras de hueso desmineralizado) están liofilizadas.

Los inventores también contemplaron métodos para aumentar un método de nueva unión de tendón a hueso, en el que el implante como se divulga en el presente documento, es colocado entre el tendón y el hueso.

Los usos adicionales de la materia objeto contemplada incluyen un método para facilitar la colocación quirúrgica de un implante óseo ortopédico, en donde el método incluye aumentar el implante óseo ortopédico con una porción de clavija. El implante óseo ortopédico puede ser un implante de lámina existente conocido en la técnica. Como tal, los métodos pueden incluir modificar la forma de la lámina o modificar el protocolo de fabricación de la forma de la lámina, para incluir una porción de clavija unida a la misma.

Los aspectos de la divulgación incluyen un implante aumentado, en donde un implante (por ejemplo, un implante de lámina) se modifica para tener una porción estabilizadora. La porción estabilizadora puede aumentar la efectividad de las suturas utilizadas para colocar el implante para la reparación quirúrgica necesaria. Además, la porción estabilizadora puede aumentar la estabilidad del implante, mientras éste se coloca quirúrgicamente y/o se fija en su lugar. Por ejemplo, la porción estabilizadora puede ser una porción de clavija. La porción de la clavija puede ser sólida o tubular (por ejemplo, hueca) con un extremo abierto y cerrado.

Breve descripción de los dibujos

La FIG. 1 muestra un implante para aumento de fijación de tornillo y dispositivo de entrega, donde el implante 1 se coloca en la porción tubular del instrumento 2 de entrega y se expulsa del dispositivo mediante el émbolo 3, donde una tapa 4 protectora opcional puede incluirse y retirarse antes de su uso.

La FIG. 2 muestra una variante del implante 1, en donde el frente del cilindro tiene forma 5 de bóveda, para facilitar la inserción.

La FIG. 3 muestra una variante del implante 1, en donde la parte trasera del cilindro tiene una depresión 6 central para facilitar la inserción del tornillo centralmente en el implante.

La FIG. 4 muestra un molde 7 cilíndrico y un émbolo 8 diseñados para producir implantes cilíndricos.

La FIG. 5 muestra una variante del molde 7 de la FIG. 4, en donde el émbolo 8 tiene una punta 9 que produce una depresión central en el implante, para facilitar la inserción del tornillo central.

La FIG. 6 muestra una variante adicional del molde 7 de la FIG. 4, en donde el extremo distal del molde 7 cilíndrico tiene una depresión 11 abovedada para proporcionar un implante abovedado.

La FIG. 7 muestra un molde 12 con depresiones 13 semicilíndricas. La DBF es colocada húmeda en un molde y el implante se forma a partir de dos depresiones semicilíndricas unidas. Los implantes 14 pueden almacenarse de esta manera en una bandeja 15 de almacenamiento flexible, y en el momento de la cirugía se pueden plegar para producir un implante 16 cilíndrico.

La FIG. 8 muestra un molde 17 de lámina y lámina 18 producida a partir de él. El espesor y la densidad de la lámina se controlan variando la cantidad de DBF utilizada y el espacio entre la tapa y el fondo del molde.

La FIG. 9 muestra una lámina de DBF 19 formado sobre la superficie porosa de un implante 20.

La FIG. 10 muestra un injerto 21 de tendón de la corva con una lámina 22 de DBF, suturados en las regiones del injerto destinadas a los túneles óseos.

La FIG. 11 muestra una lámina 22 de DBF colocada entre el tendón 23 y el hueso 24. También se muestran suturas 25a y anclajes 25b de sutura usados para unir de nuevo el tendón.

La FIG. 12 muestra un implante 26 DBF formado en una forma que rodea el vástago de la cadera y forma una interfaz entre el vástago 27 de la cadera y el hueso 28 circundante.

La FIG. 13 muestra una vista en sección transversal de una variante del implante para aumento de la fijación 1 de tornillo en donde además del extremo 5 abovedado, para ayudar a la inserción hay una porción proximal expandida del implante 29.

La FIG. 14 muestra una vista en sección transversal de una variante del implante para aumento de la fijación 1 de tornillo, en donde el implante es de un diámetro más estrecho en su extremo 30 distal.

La FIG. 15a muestra una variante del implante para aumento de la fijación 31 del tornillo, en donde el implante tiene la forma de un prisma rectangular.

La FIG. 15b muestra una variante del implante de la presente divulgación, donde una porción 32 central está densificada para proporcionarle mayor resistencia.

La FIG. 15c muestra una variante del implante de la presente divulgación donde la sección 33 transversal es semicircular.

La FIG. 15d muestra una variante del implante de la presente divulgación donde el prisma rectangular es más estrecho en el centro 34.

La FIG. 15e muestra una variante del implante de la presente divulgación donde; el prisma rectangular es a la vez más estrecho en el centro 34 y posee una semicircular 33.

La FIG. 15f muestra una variante del implante de la presente divulgación donde una vista lateral en sección transversal de un orificio 35 de perforación con un implante 31 insertado, efectuándose la inserción mediante el uso de un empujador 36, donde el implante es más largo de lo necesario para encajar en el orificio.

La FIG. 15g muestra una vista lateral en sección transversal de un orificio 35 perforado con un implante 31 de la presente divulgación insertado, efectuándose la inserción mediante el uso de un empujador 36, donde el implante tiene la longitud exacta que se requiere para encajar en el orificio.

LA FIG. 15h es una vista final del implante de la FIG. 15c, mirando hacia abajo a través del orificio, para mostrar que el implante forma un implante que llena el espacio cuando se inserta.

LA FIG. 15i es una vista en sección transversal del implante de la FIG. 15e en un orificio cónico, donde la forma del implante genera un implante que llena el espacio en el orificio cónico.

La FIG. 16 muestra una vista en sección transversal de un aparato para el moldeo de fibras DBF por inyección asistido por agua, donde las fibras DBF 37 se cargan en una jeringa 38, el extremo distal de la jeringa se ajusta en un adaptador 39, al cual se un molde 40 desmontable, donde el molde se estrecha hacia su extremo distal y tiene respiraderos 41 a lo largo de su longitud, y una tapa 42 de extremo ventilada extraíble, y el molde desmontable se retira después de la inyección de DBF y se coloca en un horno o liofilizador, para su secado.

LA FIG. 17 muestra una vista en sección transversal de un aparato para el moldeo de fibras DBF por inyección asistido por chorro de agua, donde las fibras DBF 37 se cargan en una tolva 43, estando la tolva unida a un molde 40 desmontable, teniendo a lo largo de su longitud el molde que se estrecha hacia su extremo distal respiraderos 41, y una tapa 42 de extremo ventilada extraíble, donde el chorro 44 de agua se activa para forzar la DBF desde la tolva hasta el molde, y el molde desmontable se retira después de la inyección de DBF y se coloca en un horno o liofilizador para su secado.

La FIG. 18 muestra una vista en sección transversal de una variante del aparato mostrado en la FIG. 16 que provee la fabricación de un implante canulado, mediante el proceso de moldeo por inyección asistido por agua. Las fibras DBF 37 se cargan en una jeringa 38, el extremo distal de la jeringa está encajado en un adaptador 39, al que se une un molde 40 desmontable, donde el molde se estrecha hacia su extremo distal y tiene respiraderos 41 a lo largo de su longitud, y una tapa 43 de extremo ventilada extraíble, que también sirve para sujetar un alambre 44 guía.

La FIG. 19 muestra cómo se retira el molde desmontable de la FIG. 18, después de la inyección de DBF y se coloca una tapa 45 en el extremo proximal del dispositivo, localizando y centralizando el alambre guía. Luego, el molde se coloca en un horno o liofilizador para secarlo.

Las FIGs. 20a-20e muestran los pasos de la técnica de implantación quirúrgica, para crear una cavidad para la implantación de un implante canulado. Con el propósito de demostración se utilizó un análogo 46 de espuma sintética de hueso osteoporótico (Sawbones Inc.). En la FIG. 20a un cable 47 guía es colocado en el hueso.

En la FIG. 20b un punzón 48 canulado es colocado sobre el alambre guía. En las FIGs. 20c y 20d, se muestra cómo se empuja el punzón y se gira dentro del hueso para formar una cavidad 49, como se muestra en la FIG.

20e. En la Fig. 20f, se retira el punzón y se selecciona un implante 50 que corresponde al tamaño del punzón.

Las FIGs. 21a-21i muestran los pasos de la colocación del implante y la inserción del tornillo. En la FIG. 21a se muestra el implante 50 colocado sobre el alambre 47 guía. En las FIGs. 21b y 21c se puede ver cómo se empuja el implante dentro de la cavidad 49. La FIG. 21d muestra un tornillo 51 pedicular canulado con un destornillador 52 canulado colocado sobre el alambre guía y utilizado para empujar el implante 50 dentro de la cavidad. La FIG. 21e muestra un método alternativo donde el punzón 48 es utilizado como empujador. Las FIGs 21f y 21g muestran el tornillo insertándose en el hueso. Cuando el tornillo esté completamente insertado, el destornillador 52 y alambre 47 guía son retirados, como se muestra en la FIG. 21h. Aunque no es parte del método, para los propósitos de la ilustración en la FIG. 21i se ha retirado el tornillo, permitiendo que se vea la colocación del implante 50.

La FIG. 22 muestra una sección transversal de una composición 50 de implante de acuerdo con la presente invención. El implante tiene una canulación 53 central. El cuerpo 54 del implante es un cono truncado que es más estrecho en el extremo distal. Una parte 55 superior ensanchada en el extremo proximal tiene una depresión 56.

La FIG. 23 muestra la sección transversal de una composición de implante no canulado de acuerdo con la presente invención. El cuerpo del implante 54 es un cono truncado que es más estrecho en el extremo distal. Una parte 55 superior ensanchada en el extremo proximal tiene una depresión 56.

La FIG. 24 muestra la sección transversal de un implante para su uso en el aumento del acl. El implante es un cono 57 truncado donde el extremo distal es más estrecho que el extremo proximal. La región 58 central canulada se ensancha de modo que la abertura en el extremo proximal es mayor que en el extremo distal.

Las FIGs. 25a-25e muestran un dispositivo para uso en el aumento del acl. En la FIG. 25a los componentes 59 del dispositivo son dos láminas de DBF. La FIG. 25 b los muestra encajados entre sí para hacer una forma 60 cruzada. La FIG. 25c muestra las cuatro hebras 61 de un injerto de tendón de la corva colocado dentro del dispositivo 60 cruzado. La sutura en sobrehilado del injerto como preparación para la implantación sirve para hacer que la lámina se adapte alrededor del exterior del injerto tal como se muestra en la FIG. 25d y lo mantenga en su lugar. Se coloca un dispositivo en cada extremo del injerto como se muestra en la FIG. 25e.

La FIG. 26 muestra un dispositivo para su uso en el aumento del acl. En la FIG. 26a los componentes 59 del dispositivo que son dos láminas de DBF, una más ancha que la otra. La FIG. 26 b los muestra encajados entre sí para hacer una forma 60 cruzada. La FIG. 26c muestra las cuatro hebras 61 de un injerto de tendón de la corva, colocado dentro del dispositivo 60 cruzado. La sutura en sobrehilado del injerto como preparación para la implantación sirve para hacer que la lámina se adapte alrededor del exterior del injerto tal como se muestra en la FIG. 25d y lo mantenga en su lugar. Se coloca un dispositivo en cada extremo del injerto como se muestra en la FIG. 26e.

La FIG. 27a muestra una variante del dispositivo fabricado a partir de dos láminas 62 y 63 de DBF que tienen una forma que envuelve el tendón (no se muestra). LA FIG. 27b es una fotografía de un dispositivo fabricado a partir de una lámina de DBF y la FIG. 27 c es una variante que utiliza una sola lámina de DBF que se puede utilizar con un injerto de dos hebras.

La FIG. 28a muestra un dispositivo para el aumento del acl, fabricado a partir de una lámina 64 DBF, que tiene cuatro orificios 65. La FIG. 27b muestra un dispositivo para el aumento del acl fabricado a partir de una lámina 64 de DBF que tiene cuatro orificios 65 y cuatro recortes 66. Las cuatro hebras 61 del injerto se enlazan a través de los orificios, antes de realizar la sutura en sobrehilado para proporcionar el injerto listo para su implantación en la FIG. 28 c.

La FIG. 29 muestra el uso quirúrgico del dispositivo de la FIG. 24. El dispositivo 57 se coloca dentro de las cuatro hebras 61 de un injerto de tendón, antes de ser introducido en el túnel tibial. Un tornillo 67 de interferencia es luego insertado dentro del dispositivo.

Las Figs. 30a-30d muestran un dispositivo para aumentar la nueva unión del tendón al hueso. El dispositivo 68 que se fabrica a partir de fibras de hueso desmineralizado se muestra en la FIG. 30a. El dispositivo tiene una "clavija" 69 que está destinada a ser colocada en un orificio en el hueso, una cavidad 70 dentro de esa clavija que está diseñada para recibir un anclaje de sutura, y una región 71 de lámina que está destinada a asentarse entre el tendón y el hueso. En la FIG. 30b se muestra un dilatador 72 del que se pretende que cree un defecto en el hueso, para recibir el dispositivo 68. El dilatador tiene una marca 73 de profundidad que indica la profundidad del orificio que se va a realizar. La FIG. 30c muestra un anclaje 25b de sutura montada en el conductor 74 utilizado para implantarla. En la FIG. 30d se ha introducido el anclaje de sutura en la cavidad 70 en el dispositivo. Nótese que no se puede ver el anclaje 25b de sutura en la FIG., debido al dispositivo.

En la FIG. 31a el hueso 24 ha sido preparado para recibir dos dispositivos 68. Se han hecho dos orificios 75 en el hueso. En la FIG. 31b los anclajes 25b de sutura han sido utilizados para introducir los dispositivos 68 en el hueso, y la sutura 25a ha sido utilizada para unir de nuevo el tendón 23 al hueso. La región 71 de la lámina del dispositivo está situada entre el tendón 23 y hueso 24.

Descripción detallada

Aspectos de las realizaciones de la presente invención están dirigidos a una aproximación para aumentar la reparación y curación ósea utilizando implantes de fibra (DBF) de hueso desmineralizado, colágeno, polímero y/o fibra polimérica reabsorbible.

En algunos aspectos, las realizaciones de la presente invención incluyen implantes de fibra, métodos para formar implantes de fibra y kits que incluyen implantes de fibra cilíndricos, de forma y tamaño adecuados para aumentar la fijación de tornillos en huesos osteoporóticos o comprometidos de otro modo. Esta aproximación incluye un cilindro de fibras (DBF™) de hueso desmineralizado que se puede insertar en un orificio en un hueso que necesita reparación, para colocar el implante junto con y antes de la colocación de un tornillo de hueso. El cilindro está dimensionado para tener el mismo diámetro que el orificio del tornillo. En el momento de la cirugía, la presencia del dispositivo aumenta el torque necesario para insertar el tornillo y aumenta la fuerza de extracción que se requeriría para desplazar el tornillo. El beneficio adicional de utilizar el material DBF es que es osteoinductivo y provocará un aumento en la formación ósea local alrededor del tornillo, proporcionando una mejora de la fijación a largo plazo. El implante de DBF se coloca en el orificio del hueso antes de insertar el tornillo.

En otros aspectos, las realizaciones de la presente invención incluyen implantes de DBF, colágeno, polímero y/o fibras de polímero reabsorbible, y métodos para formar implantes de DBF, colágeno, polímero y/o fibras de polímero reabsorbibles, y kits que incluyen implantes de DBF, colágeno, polímero y/o fibras de polímero reabsorbibles, formados adecuadamente para su uso como una interfaz entre el hueso y el ligamento o tendón que se va a reparar. Por ejemplo, puede usarse una lámina de DBF en los túneles óseos de un reemplazo de ligamento de tejido blando, como una cirugía de acl (ligamento cruzado anterior), donde un autoinjerto de tendón de la corva o isquiotibial se fija en un túnel óseo. Además, también se puede utilizar una lámina de DBF en una reparación del manguito rotador, en la que la lámina de DBF se coloca sobre el lecho óseo entre el hueso y el tendón que se va a unir de nuevo.

Como se utiliza en el presente documento, "implante", "implante de fibra", "implante de la presente divulgación" y términos similares se utilizan indistintamente para referirse a un implante de fibra con una forma adecuada fabricado utilizando fibras (DBF) de hueso desmineralizado, como se divulga en el presente documento y se divulga en los documentos US 9,486,557 y 9,572,912, y WO 2016/123583. Por ejemplo, como se muestra a lo largo de la presente divulgación, un implante de DBF con una forma adecuada incluye una lámina de DBF, formas de DBF en forma de cilindro o en forma de cono truncado.

Además, para los implantes de colágeno, polímero y/o fibra de polímero reabsorbible, son realizados siguiendo los métodos divulgados en el presente documento para DBF, con una sustitución o adición de las fibras de colágeno, polímero y/o fibra de polímero reabsorbible. Si bien en el presente documento se ejemplifican fibras DBF, estas otras formas de fibra también pueden usarse para formar los implantes de fibra divulgados en el presente.

Los polímeros reabsorbibles son polímeros biocompatibles capaces de reabsorberse en el cuerpo y tienen una resistencia física para formar una fibra o partícula a temperatura ambiente. Los ejemplos no limitantes de polímeros reabsorbibles incluyen seda, colágeno (incluyendo los Tipos I a V y sus mezclas) y proteínas que comprenden uno o más de los siguientes aminoácidos: alanina, arginina, asparagina, ácido aspártico, cisteína, glutamina, ácido glutámico, glicina, histidina, isoleucina, lisina, metionina, fenilalanina, prolina, serina, treonina, triptófano, tirosina y valina; polisacáridos, incluyendo alginato, amilosa, carboximetilcelulosa, celulosa, quitina, quitosano, ciclodextrina, dextrano, dextrina, gelatina, gelan, glucano, hemicelulosa, ácido hialurónico, ácido hialurónico transformado en derivado, celulosa oxidada, pectina, pululano, sefarosa, xantano y xilano; poliésteres reabsorbibles, incluyendo los poliésteres reabsorbibles fabricados a partir de hidroxiácidos (incluyendo los poliésteres reabsorbibles tales como poli(lactidas), poli(glicólidos), poli(lactida-co-glicólidos), poli(ácido láctico), poli(ácido glicólico), poli(ácido láctico-co-ácido glicólico), poli(dioxanonas), policaprolactonas y poliésteres con una o más de las siguientes unidades monoméricas: glicólico, láctico; carbonato de trimetileno, p-dioxanona o £-caprolactona, y poliésteres reabsorbibles fabricados a partir de dioles y diácidos; policarbonatos; policarbonatos de tirosina; poliamidas (incluyendo poliamidas sintéticas y naturales, polipéptidos y poli(aminoácidos)); poliesteramidas; poli(alquilen alquilatos); poliéteres (como polietilenglicol, PEG y óxido de polietileno, PEO); polivinil pirrolidonas o PVP; poliuretanos; polieterésteres; poliacetales; policianoacrilatos; copolímeros de poli(oxietileno)/poli(oxipropileno); poliacetales, policetales; polifosfatos; polímeros (que contienen fósforo); polifosfoésteres; oxalatos de polialquileno; succinatos de polialquileno; poli(ácidos maleicos); copolímeros biocompatibles (incluyendo copolímeros en bloque o copolímeros aleatorios); y polímeros hidrofílicos o solubles en agua, tales como polietilenglicol (PEG) o polivinilpirrolidona (PVP), con bloques de otros polímeros biocompatibles o biodegradables, por ejemplo, poli(lactida), poli(lactidaco-glicólido) o policaprolactona o combinaciones de los mismos. Los polímeros reabsorbibles también incluyen polímeros entrecruzados, e incluyen, por ejemplo, colágeno entrecruzado, así como polímeros funcionalizados. En algunas realizaciones, los polímeros reabsorbibles son poliésteres reabsorbibles.

En otras realizaciones, la DBM, el polímero sintético, el colágeno o las fibras de polímero reabsorbible pueden recubrirse (por ejemplo, al menos en parte) con un compuesto donante de iones de calcio. Los ejemplos de compuestos donantes de iones de calcio incluyen peróxido de calcio, ascorbato de calcio, sulfato de calcio, fosfato de calcio, carbonato de calcio, cloruro de calcio y mezclas de los mismos.

La popularidad de los productos basados en matriz (DBM) de hueso desmineralizada se basa en la capacidad de inducir la formación de hueso, a través de la expresión de proteínas no colágenas inherentes que estimulan algunos tipos de células presentes en el sitio del injerto, para diferenciarse en células formadoras de hueso. Esta inducción del proceso de formación de hueso se denomina "osteoinducción" y se debe a la presencia natural de proteínas (BMP) morfogénicas de hueso. La DBM también proporciona un armazón para que estas células formen población y se diseminen en un proceso conocido como "osteoconducción". El hueso desmineralizado en forma de fibra, conocido como Fibra (DBF) de Hueso Desmineralizado, tiene una forma física que ha demostrado optimizar y mejorar el rendimiento osteoconductor de la DBM. En algunas realizaciones de la presente invención, una composición y un método de fabricación de fibras DBF son como se divulga en la Patente de EE. UU. número 9,486,557 y la Patente de EE.UU. número 9,572,912, supra. Cuando DBM o DBF se combina con células osteogénicas capaces de formar hueso, se combinan los tres mecanismos de curación ósea (por ejemplo, osteoinducción, osteoconducción y osteogénesis).

En realizaciones ejemplares, el implante de DBF se seca de manera que tenga suficiente rigidez para permitir que sea empujado dentro de un orificio preformado. Las fibras DBF se pueden moldear fácilmente en cualquiera de las formas de implante requeridas mediante procesos de moldeo o colocación en húmedo, antes del secado. Opcionalmente, se puede utilizar un paso de calentamiento que ha demostrado impartir una cohesión aún mayor a los implantes de DBF formados, sin afectar la osteoinductividad del implante.

Las variaciones y sofisticaciones del diseño incluyen la conformación o abovedado del extremo distal del implante de DBF, para ayudar en la inserción del implante de DBF en el orificio del hueso. Un ejemplo de dicho diseño se ejemplifica en el implante 5 de DBF de la FIG. 2. El extremo proximal del implante de DBF también puede ensancharse 29 en la FIG. 13. Este rasgo puede ayudar a evitar que el implante sea empujado demasiado lejos en el orificio perforado. También proporcionará fibras DBF adicionales en la corteza del hueso y puede facilitar la curación de esa región del hueso. La reforma de la corteza del hueso es particularmente importante para la fijación con tornillo pediculares en la cirugía de columna, ya que la falla de balanceo del tornillo es el modo principal de carga y, por lo tanto, de falla, y la corteza proporciona la máxima resistencia a este modo de carga.

El implante también puede ser un cilindro no uniforme, es decir, un cono truncado, de modo que el extremo distal 30, como se muestra en la vista en sección transversal de la FIG. 14, es más estrecho que el extremo proximal del implante. El implante se coloca en el orificio antes de insertar el tornillo.

Un implante en forma de prisma 31 rectangular como se muestra en la FIG. 15a también se puede utilizar para aumentar la fijación del tornillo. Los prismas rectangulares pueden formarse individualmente o pueden cortarse a partir de una lámina de material 18 que se ha formado en un molde. Se puede utilizar una varilla 36 simple, para facilitar la inserción del implante en un orificio perforado. Se puede realizar la densificación de un área 32 del implante para proporcionar un área fortalecida para ayudar a la inserción. Un implante 31 en forma de prisma rectangular con sección 33 transversal semicircular permite un relleno más efectivo del orificio. Esto se puede ver en la FIG. 15h, que es una vista superior de un implante 31 con una sección 33 transversal semicircular colocado en un orificio 35 de perforación. El implante se coloca en el orificio antes de insertar el tornillo.

En algunos casos, será deseable colocar un implante en el orificio creado cuando se retira un tornillo del hueso, tal como en un método de revisión, o en un orificio creado con un punzón. En estos casos, el extremo distal del orificio generalmente tendrá un diámetro menor que el extremo proximal. Un implante con una forma como la que se muestra en la FIG. 15d o 15) está diseñado para usarse en este caso. El implante se coloca en el orificio antes de insertar el tornillo.

Mientras los implantes de acuerdo con las realizaciones de la presente invención pueden colocarse fácilmente con la mano en orificios perforados, se prevé que en algunos casos puede desearse que el implante que se proporciona al cirujano esté cargado previamente en un dispositivo de implante similar a una jeringa que se muestra en la FIG. 1. Como se muestra en esta FIG., el implante 1 se mantiene en el cuerpo de la jeringa 2. En esta realización, el implante incluye una tapa 4 extraíble, para mantener el implante en su lugar durante el almacenamiento y el transporte, y opcionalmente puede tener un accesorio luer para permitir la hidratación previa del implante. Para la entrega del implante, el extremo distal de la jeringa se coloca sobre el orificio perforado y el émbolo 3 utilizado para expulsar el implante. También se puede utilizar un sistema reutilizable de entrega de implante.

El orificio para recibir el implante se puede formar perforando, por golpeteo o mediante el uso de un punzón, o puede existir mediante la extracción de un tomillo.

En una variante de un implante de acuerdo con algunas realizaciones de la presente invención, el implante está provisto de un orificio a lo largo de su longitud de modo que el implante puede ser entregado sobre un alambre guía.

Al empujar el extremo proximal del implante dentro del orificio o cavidad del hueso, se produce una fuerza de colapso causada por la fricción del implante contra el hueso. Se pueden incorporar varios factores al diseño para tener esto en cuenta. En primer lugar, el implante puede tener la forma de un cono truncado con el extremo distal más estrecho que el extremo proximal como se muestra en las Figs. 22 y 23. En segundo lugar, se utiliza un punzón para proporcionar la cavidad en el hueso, que en sí misma tiene la forma general de un cono truncado, de modo que la cavidad producida tenga las mismas dimensiones que el implante. En tercer lugar, se puede utilizar un dispositivo externo para proporcionar soporte y resistencia al colapso durante la inserción. Esta puede ser una jeringa de extremo abierto, como se divulgó anteriormente, donde el cuerpo de la jeringa proporciona soporte al implante, o puede ser colocando el implante canulado sobre un alambre guía.

También puede desearse evitar que el implante se desplace demasiado profundamente en el hueso. En los diseños mostrados en las Figs. 22 y 23 la parte 53 superior ensanchada actúa para evitar que esto ocurra.

La técnica quirúrgica para utilizar un implante es descrita en las Figs. 20 y 21 Un análogo sintético del hueso 46 osteoporótico producido por Sawbones, Inc. está aceptado por la FDA y otros, como sustituto del hueso osteoporótico. Un alambre 47 guía es colocado en el hueso. A se muestra en la FIG. 20b, un punzón canulado 48 es colocado luego sobre el alambre guía. El punzón tiene las mismas dimensiones que el implante que se va a utilizar. Un beneficio adicional de usar un punzón es que no retira tejido óseo, sino que lo empuja lateralmente y forma una capa de hueso densificada, que por sí sola ayudará a la fijación. En las Figs. 20 c y d se muestra cómo se empuja el punzón y se gira hacia el hueso para formar una cavidad 49, como se muestra en la FIG. 20e. Luego se retira el punzón y se selecciona un implante 50 que corresponde al tamaño del punzón. Cuando el implante tiene un extremo ensanchado, el punzón también puede tener un rasgo correspondiente.

La FIG. 21 muestra los pasos de la colocación del implante y la inserción del tornillo. En la FIG. 21a se muestra el implante 50 colocado sobre el alambre 47 guía. En las Figs.21 b y c se puede ver cómo se empuja el implante hacia la cavidad 49. La FIG. 21d muestra un tornillo 51 pedicular canulado con un destornillador 52 canulado colocado sobre el alambre guía y utilizado para empujar el implante 50 dentro de la cavidad. La FIG. 21e muestra un método alternativo, donde el punzón 48 se utiliza como empujador. Las figuras 21f y g muestran la inserción del tornillo en el hueso. El alambre guía cumple un propósito adicional, ya que ayuda a mantener la trayectoria del tornillo en el centro del implante, de manera que la DBF es empujada lateralmente alrededor de toda la circunferencia del tornillo.

Cuando el tornillo esté completamente insertado, el destornillador 52 y alambre 47 guía son retirados, como se muestra en la FIG. 21 h.

En la FIG. 21i se ha retirado el tornillo permitiendo ver la colocación del implante 50. Según se desee, las fibras DBF se desplazan lateralmente por el tornillo, a medida que se inserta. Existe una ventaja adicional del cono truncado y el extremo ensanchado, ya que ayuda a resistir aún más cualquier migración hacia abajo del implante a medida que se inserta el tornillo.

Otro aspecto beneficioso del diseño ensanchado es que se puede colocar una cantidad de DBF en la superficie del hueso. Esta es la región, por ejemplo, del pedículo, donde se retira el hueso cortical para acceder al pedículo. En uso, la carga sobre un tornillo pedicular tiende a "balancear" el tornillo y aflojarlo. El área principal del hueso que puede resistir este movimiento es la superficie cortical, por lo que es beneficiosa la colocación de DBF donde pueda ayudar a estimular la reforma de la corteza. Si se desea, se podría diseñar el punzón de manera que toda la porción ensanchada del implante quede posicionada sobre la superficie del hueso.

El implante puede tener la misma longitud que el tornillo con el que se pretende utilizar o puede ser más corto.

Cuando se desea realizar el método utilizando un alambre guía, se canularán el dispositivo, el punzón o taladro, el tornillo y el destornillador, para ajustarse a su uso sobre un alambre guía.

El implante puede suministrarse como un kit con un alambre guía y un punzón. El kit también puede incluir tornillos. El alambre guía y el punzón pueden suministrarse como artículos desechables estériles de un solo uso o pueden estar diseñados para ser reutilizables.

El implante depende de tener cierta rigidez para que pueda ser insertado en el hueso y, como tal, esto se logra mejor utilizando la DBF en estado seco. Una vez en su lugar en el hueso, las fibras se hidratarán. El efecto de esto será hacer que se hinchen, proporcionando una fijación adicional.

En otros ejemplos, con referencia a la FIG. 18, también puede utilizarse DBF en forma de lámina 18 fina para actuar como interfaz entre un implante y el hueso circundante. La lámina de DBF facilitará la conformidad del implante con el hueso circundante y, posteriormente, gracias a su naturaleza osteoinductora, estimulará la formación ósea y la integración del tejido circundante con el implante.

La DBF en forma de una lámina delgada hidratada también puede ser presionada sobre la superficie de un tornillo o implante, antes de la implantación, para obtener un efecto similar.

También se puede utilizar la DBF en forma de lámina delgada, para estimular la formación de hueso en los túneles óseos de un reemplazo de ligamento de tejido blando, tal como una cirugía de acl (ligamento cruzado anterior), donde un autoinjerto de tendón de la corva o isquiotibial se fija en un túnel óseo. En este uso, como se muestra en la FIG. 10, una lámina de DBF 22 puede suturarse al injerto 21 del tendón de la corva, antes de la implantación en el paciente con la DBF posicionada de manera que esté en la porción del túnel del injerto, y opcionalmente pueda hidratarse para ayudar a su conformidad. La naturaleza osteoinductiva del material de DBF estimulará la curación del hueso al injerto. La lámina se puede envolver simplemente alrededor del exterior del haz de tendones de la corva o isquiotibial, o se puede incorporar de manera tal que proporcione DBF entre los tendones individuales. Se puede usar sutura en sobrehilado para mantener la lámina de DBF en su lugar y se puede suturar en su lugar durante el paso de preparación del injerto existente.

Se desea estimular la formación de hueso en todo el injerto dentro del túnel óseo, así como estimular la formación de la interfaz hueso tendón. Para este fin es deseable tener DBF dentro de las hebras del injerto. Una forma de lograr esto es utilizar dos piezas de la lámina de DBF y colocar ranuras en ellas, para que puedan encajar y tomar una forma cruciforme. En las Figs. 25, 26 y 27 se muestran ejemplos de cómo se podría hacer esto. Si bien el injerto más común utiliza cuatro hebras, el diseño de la FIG. 27 c muestra cómo se puede adaptar simplemente el diseño para un injerto de dos hebras, utilizando una sola lámina de DBF.

Un formato alternativo del dispositivo es utilizar una lámina de DBF y cortar o perforar orificios en ella para que se puedan pasar las hebras del injerto, como se muestra en la FIG. 28a y FIG. 28b.

Como método alternativo de aumento que es particularmente adecuado para el túnel tibial, se puede colocar un implante 57 en forma de cono, tal como se muestra en la FIG. 24, dentro de las cuatro hebras del injerto, como se muestra en la FIG. 29. Luego se inserta el tornillo de interferencia dentro del implante y se atornilla en su lugar, para afectar la fijación del tendón

El aumento de otras interfaces de tendones y huesos también puede efectuarse mediante el uso de láminas de DBF. La FIG. 11 es un diagrama que muestra una reparación del manguito rotador, en donde la lámina 22 de DBF se coloca sobre el lecho óseo entre el hueso 24 y el tendón 23 que se va a unir de nuevo. La naturaleza de la lámina de DBF es tal que no es necesario modificar las técnicas de fijación con anclaje de sutura convencionales. En la FIG. 11 se puede ver la reparación que se va a fijar, utilizando las suturas 25a junto con los anclajes de sutura 25b.

La reparación del manguito rotador generalmente se realiza como un método artroscópico y, por lo tanto, la articulación se infla con solución salina para ayudar a la visualización. Hay una serie de productos de parche que se utilizan para reforzar el tendón y, si bien esta no es la aplicación prevista para la lámina de DBF en el ejemplo mencionado anteriormente, nuestra lámina estará sujeta a dificultades de uso similares a las que tienen todos los productos de parche, es decir, que su flotabilidad hace que tiendan a flotar en la articulación. La manipulación de estas láminas mediante artroscopia es extremadamente difícil añadiendo tiempo y complejidad a la cirugía. Esto puede excluir a algunos cirujanos de poder utilizar los productos debido al grado de dificultad. En algunos casos, se desarrollan instrumentos auxiliares sofisticados (es decir, complejos y costosos) en un intento de hacer más fácil el uso de productos laminados.

Otros ejemplos incluyen un implante aumentado en donde un implante (por ejemplo, un implante de lámina) se modifica para que tenga una porción estabilizadora. La porción estabilizadora puede aumentar la efectividad de las suturas utilizadas para colocar el implante para la reparación quirúrgica necesaria. Además, la porción estabilizadora puede aumentar la estabilidad del implante, mientras éste se coloca quirúrgicamente y/o se fija en su lugar. Por ejemplo, la porción estabilizadora puede ser una porción de clavija. La porción de la clavija puede ser sólida o tubular (por ejemplo, hueca) con un extremo abierto y cerrado.

De acuerdo con ello, los inventores de la materia objeto divulgada en el presente han descubierto un implante ventajoso, que de una vez es capaz de: 1) servir como parche para el sitio óseo que se va a reparar. 2) aumentar la efectividad del anclaje de sutura y 3) autoestabilizarse durante la cirugía, a diferencia de otros implantes. De acuerdo con ello, aspectos de la presente divulgación están dirigidos a un medio para mejorar la fijación de implantes y tejido al hueso mediante el uso de un implante, que puede, por ejemplo, estar compuesto de fibras de hueso desmineralizado y llevado a una forma apropiada. En particular, el implante hecho de una pluralidad de fibras tiene una porción de clavija y una porción de lámina.

El dispositivo 68 de implante mostrado en la FIG. 30a supera los problemas asociados con la manipulación de dispositivos tipo lámina en la articulación. La porción 71 de lámina del dispositivo tiene una "clavija" 69 que se forma sobre ella. La clavija tiene una cavidad 70 que recibe un anclaje 25b de sutura. La técnica quirúrgica mediante la cual se utilizan estos implantes es mediante un dilatador 72 o se utiliza otro instrumento para formar una cavidad. Una marca 73 en el dilatador sirve para permitir al cirujano obtener la profundidad deseada de la cavidad. Los anclajes 25b de sutura para uso en cirugía artroscópica son suministrados generalmente precargados con sutura y unidos a un destornillador 74 de inserción. La clavija 69 sobre el dispositivo tiene un tamaño que coincide con las dimensiones de la cavidad formada usando el dilatador, y la cavidad 70 en el dispositivo está dimensionada para recibir el anclaje 25b de sutura. El anclaje de sutura se inserta en la cavidad 70 y se gira ligeramente para enganchar las roscas del anclaje en el dispositivo. Esto sirvió para fijar el dispositivo al anclaje de sutura. Luego, se puede utilizar el destornillador de anclaje de sutura para manipular la parte de clavija del dispositivo en la cavidad del hueso.

La lámina o porción superior del dispositivo está dimensionada de tal manera que cuando se utilizan múltiples anclajes de sutura, los múltiples dispositivos que se utilizan forman una lámina contigua en la interfaz entre el tendón y el hueso. Así, si por ejemplo el cirujano deseara un espacio de 10 mm entre los anclajes de sutura, entonces el dispositivo seleccionado sería de 10mm de ancho o se recortaría a 10 mm de ancho, para que las combinaciones de dispositivo/anclaje de sutura adyacentes formaran una lámina contigua. De manera similar, si se utilizara una técnica de fijación de doble fila donde hubiera dos filas de anclajes de sutura, entonces la dimensión de la porción de lámina del dispositivo se dimensionaría adecuadamente de tal manera que se formara una lámina contigua no superpuesta.

La FIG. 31b muestra los primeros pasos de la técnica quirúrgica. La superficie del hueso donde se va a unir 75 de nuevo el tendón es tratada con una fresa o similar, para formar un lecho de hueso sangrante, para maximizar el potencial de curación, como es la práctica normal. Un dilatador o similar (no mostrado) es usado para producir cavidades 76 para recibir el dispositivo 68 y el anclaje de sutura. Como se describió anteriormente, el anclaje de sutura es insertado dentro del dispositivo 68 y girado para engranar con las hebras del anclaje dentro del dispositivo, y bloquearlos juntos. El dispositivo se inserta dentro de la cavidad 76 y se empuja hacia abajo para asentarlo completamente. Luego se enrosca el anclaje de sutura. Se retira el destornillador de anclaje dejando las suturas listas para ser utilizadas. Se insertan anclajes y dispositivos adicionales, según lo requiera el tamaño del desgarro que se está reparando. El dispositivo se mantiene en su lugar mediante el anclaje de sutura y la finalización de la cirugía no requiere manipulación adicional del dispositivo. Para completar la reparación, se realiza el método actual de paso de las suturas a través del tendón y uso de ellas para reaproximar el tejido antes de realizar el nudo. El dispositivo se coloca en sándwich entre el tendón y el hueso, donde puede tener el efecto deseado de estimular una mejor regeneración de la entesis.

El ejemplo preferido de este dispositivo es el seco o liofilizado. En esta forma, el dispositivo es rígido y su inserción en la cavidad es más fácil.

Un beneficio adicional del dispositivo 68 es que la porción de clavija del dispositivo sirve para aumentar la fuerza de fijación del anclaje de sutura. Esto es especialmente importante cuando la calidad de hueso del paciente es pobre. También puede permitir al cirujano utilizar un anclaje de sutura de diámetro más pequeño.

La porción de clavija del dispositivo 68 está diseñada para ser compatible con el anclaje de sutura con el que se utilizará. Como tal, la longitud de la clavija corresponde a la profundidad de la cavidad requerida para el anclaje de sutura y puede variar de 10 a 50 mm. De igual manera, el diámetro de la clavija corresponde al diámetro de la cavidad requerida para el anclaje de sutura y puede variar de 3 a 10 mm.

La porción 71 de la lámina del dispositivo es dimensionada tal que, cuando se utiliza una multitud de anclajes de sutura, el lecho 76 de hueso está completamente cubierto. Esto se puede lograr mediante los dispositivos de corte del cirujano, al tamaño requerido antes de su uso o selección del tamaño apropiado de una gama de tamaños de productos disponibles. La porción de lámina puede ser rectangular, cuadrada o redonda. Para dispositivos cuadrados y rectangulares, las dimensiones laterales variarán de 5 a 20 mm. Para dispositivos redondos la porción de lámina tendrá un diámetro de 5 a 20 mm. El espesor de la porción de lámina del dispositivo variará de 0.5 mm a 5 mm.

Al utilizar el anclaje de sutura como dispositivo de entrega del implante, se evita la necesidad de instrumentos adicionales. El diseño, al utilizar el orificio de anclaje para proporcionar una fijación inicial del dispositivo, proporciona un medio muy simple de introducción de un dispositivo de lámina y para mantenerlo en el lugar deseado sin la necesidad de instrumentos adicionales o portales adicionales en la articulación.

Al dimensionar la parte superior, o lámina, del dispositivo para que sea compatible con el espacio utilizado entre los anclajes de sutura, se evita la necesidad de varios tamaños de dispositivos. Esto significa, además, que se evita el desperdicio asociado al corte de implantes de lámina más grandes al tamaño deseado.

Si bien se prefiere esta aproximación modular para cubrir la entesis, si se desea se podría proporcionar un implante de lámina más grande que tuviera una o dos clavijas.

Si bien los ejemplos dados para el uso de este diseño fueron para la reparación del manguito rotador, un experto en la técnica comprenderá que la aplicabilidad es más general que esto y es aplicable a cualquier caso de nueva unión o reparación de tendón a hueso, o cualquier caso en el que un implante de lámina se deba mantener en su lugar durante la cirugía. De acuerdo con ello, los inventores contemplan además aumentar cualquier implante de lámina con una porción de clavija, para facilitar de ese modo la colocación quirúrgica del implante. Se contempla que cualquier implante de lámina existente puede mejorarse modificando un implante de lámina ya fabricado o modificando los protocolos de fabricación del implante de lámina existente, para incorporar una porción de clavija para producir un implante que tenga una estabilidad mejorada durante la colocación quirúrgica.

En algunos ejemplos, una lámina de DBF se puede utilizar para aumentar la reparación de hueso a hueso, ya sea en una reparación de fractura primaria o en un método para remediar una falta de unión. En estos casos, la lámina de DBF formará una interfaz maleable entre los dos (o más) fragmentos de hueso.

También se puede envolver una lámina de DBF alrededor del periostio, para mantener los fragmentos de hueso o el injerto en su lugar en fracturas traumáticas, y puede actuar como un sustituto del periostio. La naturaleza osteoinductiva y osteoconductora de la lámina de DBF facilitará la curación.

En muchos reemplazos de articulaciones, se coloca una cánula en una cavidad creada en el canal intramedular. Frecuentemente se desea mejorar la integración de implantes, como reemplazos totales de cadera u hombro, al hueso circundante. La DBF puede formarse como una funda 26 que se adapta a la forma de la cánula 27 del implante. La DBF puede entonces proporcionar aumento o estimulación de la fijación del vástago al hueso circundante.

Otro problema que puede ocurrir es que, particularmente en el caso de una cirugía de revisión, no haya suficiente hueso y el cirujano pueda requerir el uso de un injerto óseo. En estos casos, la funda de DBF puede ser proporcionada en un intervalo de espesores de hasta varios mm de espesor, para proporcionar su uso como sustituto de injerto óseo.

En algunos ejemplos, la forma de lámina de DBF se puede utilizar para aumentar la fijación de los componentes de la bandeja tibial y la copa acetabular de los reemplazos de articulaciones. En este último caso, la lámina puede moldearse en forma de taza.

En algunos ejemplos, la DBF utilizada en un implante utiliza hueso al que se le ha retirado el componente mineral, mediante un proceso de desmineralización que hace que el injerto sea maleable y no duro. Luego, el hueso se forma en fibras cortándolo a lo largo del eje largo, tal que las fibras de colágeno dentro de él se mantengan en su forma fibrosa natural, como se divulga en las Patentes de EE. UU. 9,486,557 y 9,572,912, supra. Este material puede luego ser colocado en tubos, para formar el dispositivo de implante y facilitar su entrega en el orificio del tornillo.

En el documento WO 2016/123583 también se divulgan varios métodos para formar implantes cilíndricos a partir de DBF.

Los métodos para fabricar fibras de hueso pueden incluir la desmineralización de todo el hueso y el posterior corte del hueso desmineralizado en una dirección paralela a la orientación de las fibras de colágeno dentro del hueso desmineralizado para formar fibras de hueso alargadas. El material óseo de la presente invención se deriva de hueso cortical humano (aloinjerto) o animal (xenoinjerto) y se procesa de tal manera que proporciona injertos de alta utilidad basados en la geometría controlada de las fibras de hueso. Para aplicaciones veterinarias, se puede utilizar hueso de la misma especie, por ejemplo, canino para pacientes caninos (aloinjerto), así como hueso de otras especies (xenoinjerto). Será obvio para un experto en la técnica que se pueden utilizar fibras distintas de las fibras de hueso desmineralizado, para realizar un injerto óseo de esta invención. Estas fibras pueden estar hechas de polímeros reabsorbibles o vidrios bioactivos o mezclas de los mismos, y pueden usarse en lugar de las fibras (DBF) de hueso desmineralizado o como aditivo para ellas. Los métodos de preparación del injerto proporcionan unas eficiencia y uniformidad mejoradas, con resultados reproducibles y menores requisitos de equipo y los costes resultantes. Las formas de dispositivos de implante de acuerdo con algunas realizaciones de la presente invención, no requieren la adición de materiales exógenos para mantener la forma del injerto. Estas características mejoradas serán evidentes para un experto en la técnica, basándose en la presente divulgación.

Se requiere que las fibras tengan una longitud mayor que un mínimo, para poder funcionar de manera efectiva. Si son demasiado cortas, no se enredarán para formar un implante seco cohesivo. Además, para evitar el movimiento en la cavidad después de la implantación y después de la colocación del tornillo, deben ser más largas que el paso de la rosca del tornillo para que éste las mantenga en su lugar. La longitud mínima no se puede definir con precisión, pero es de aproximadamente 15 mm (por ejemplo, entre 10 y 20 mm). Las fibras de hasta 4 cm de longitud tienen una longitud suficiente para proporcionar enredos y, preferiblemente, tienen de 500 a 1500 micrómetros de ancho y de 50 a 300 micrómetros de espesor.

También es importante para varias aplicaciones que la DBF se pueda secar, para obtener un implante más rígido en el momento de la implantación.

Un beneficio adicional de las fibras DBF es su capacidad de procesarse para formar un implante que conserva su integridad cuando está húmedo.

Procesamiento de fibras.

El procesamiento de las fibras de hueso desmineralizado, fibras de polímero sintético, fibras de colágeno o fibras de polímero reabsorbibles para producir una forma o figura deseada de las fibras se puede realizar utilizando cualquier método adecuado. El procesamiento de fibras de hueso específicamente desmineralizado se puede realizar utilizando cualquier método adecuado como se divulga en el presente documento. Para realizar algunas de estas formas, se pueden recolectar las fibras de hueso, idealmente en su estado hidratado, y comprimirlas utilizando moldes de presión, siendo la presión suficiente para impartir la forma requerida, pero no tan alta como para perder la porosidad de la estructura fibrosa. En algunas realizaciones, las fibras de hueso se forman utilizando una técnica de colocación en húmedo, como bien entienden los expertos en la técnica de fabricación de papel o materiales no tejidos. Utilizando una técnica de colocación en húmedo, se suspenden las fibras de hueso cortadas en una solución acuosa, para formar una pasta líquida de fibras de hueso. Se puede utilizar cualquier solución acuosa biocompatible adecuada. Los ejemplos no limitantes de soluciones acuosas biocompatibles incluyen: agua, solución salina y/o soluciones que incluyen sales como solución (PBS) salina amortiguada con fosfato, solución de Ringer, solución de Ringer con Lactato y solución salina con dextrosa al 5 %. En algunas realizaciones de la presente invención, las fibras cortadas son colocadas en solución salina para crear una pasta líquida de fibras de hueso enredadas. La pasta líquida de fibra de hueso es suspendida sobre una malla (que tiene orificios) y se drena la solución salina dando como resultado un proceso de colocación en húmedo, de modo que se forma una lámina de fibras de hueso desmineralizado sobre la malla. La pantalla tiene contorno, para proporcionar una forma tridimensional a la pantalla de modo que se puedan producir directamente pellas cilíndricas, o es plana de modo que se produce una lámina. Los dispositivos resultantes pueden luego secarse utilizando calor y/o vacío u otros medios como la liofilización (secado por congelación). En algunas realizaciones, antes del secado, la lámina se coloca en un molde y se comprime hasta alcanzar un espesor y una forma definidos, seguido del secado. Como se discute en el presente documento, la densidad, la porosidad y las dimensiones generales del producto resultante se pueden controlar utilizando diversos moldes y técnicas.

Las fibras hidratadas también pueden ser colocadas simplemente en una cavidad de molde cilíndrico y comprimirse ligeramente utilizando un émbolo o una varilla de empuje tal como se muestra en las FIGs. 4, 5 y 6. En estas variantes se proporcionan rasgos para modificar el perfil de los dos extremos del molde cilíndrico. Se introduce una cantidad determinada de fibra en un molde cilíndrico y se utiliza el émbolo para comprimir las fibras, hasta la densidad requerida mediante el control de la profundidad a la que se empuja el émbolo. Cuando un émbolo tiene una punta, como se muestra en 6 de la FIG. 9, la punta puede estar diseñada para formar una depresión, un orificio parcial o un orificio a lo largo del implante. En este último caso el implante tendrá forma de tubo.

En algunas realizaciones se utiliza un horno de vacío, mediante el cual la aplicación de vacío retira la humedad y seca el implante.

En algunas realizaciones, la etapa de calentamiento se realiza colocando el implante en contacto con un metal u otra superficie de alta conductividad térmica, de modo que se mejora el grado de recocido/entrecruzamiento en esa superficie.

En otras realizaciones, las fibras de hueso se procesan aún más en un segundo paso de secado que puede incluir secado al vacío y/o liofilización.

En algunas realizaciones, la cantidad de compresión, calentamiento y secado se puede adaptar a la medida para modificar las tasas de rehidratación y reexpansión. Por ejemplo, sin calentamiento la rehidratación es muy rápida, mientras que el calentamiento a o entre 35 ° y 55 ° o 45 ° y 55 °C durante aproximadamente una hora provoca una rehidratación y reexpansión muy lentas. En otros aspectos, el calentamiento puede ocurrir a 35 °, 36 °, 37 °, 38 °, 39 °, 40 °, 41 °, 42 °, 43 °, 44 °, 45 °, 46 °, 47 °, 48 °, 49 °, 50 °, 51 °, 52 °, 53 °, 54 ° o 55 °C. Al alterar estos procesos, las composiciones de fibra de hueso como se divulgan en el presente documento, pueden conservar su forma de fabricación durante el empaque, el envío, el desempaque y la colocación en el sitio del injerto, pero después de la colocación en el sitio del injerto, la DBF comenzará a absorber humedad rápidamente (dentro de 30 segundos o menos) y puede rehidratarse/reexpandirse completamente en aproximadamente 2 minutos, siendo preferiblemente rehidratado/reexpandido completamente en 30 segundos.

En otras realizaciones, las fibras de hueso pueden retener algo de humedad y se colocarán en un embalaje impermeable a la humedad. Además, el implante de fibra de hueso seco y moldeado se puede esterilizar después del empaque. La esterilización del implante puede realizarse utilizando cualquier método adecuado. Por ejemplo, la esterilización puede realizarse mediante haz de electrones o haz gamma. Alternativamente, se puede utilizar la fabricación aséptica para evitar la necesidad de esterilización terminal.

En otras realizaciones, la materia objeto de la invención también incluye un molde simple del tipo mostrado en la FIG. 8 que se puede utilizar para hacer láminas de DBF de 0.5 mm a 5 mm de espesor, donde la tapa del molde se puede colocar sobre el molde 17 (teniendo el molde orificios para drenar el líquido en la pasta líquida de DBF), donde la tapa está en contacto con la DBF, después de DBF se haya colocado en húmedo y puede definir el grado de compresión del DBF y, por lo tanto, la densidad de la lámina.

Una lámina de DBF que se seca tendrá una resistencia en húmedo baja, cuando se rehidrata y la mejora de la resistencia en húmedo de la lámina de DBF puede verse afectada si se coloca el molde en un horno a 45 - 55 °C y se trata térmicamente la lámina durante hasta 2 horas.

En algunas realizaciones, las pellas de fibra de hueso se forman agregando fibras húmedas directamente en un molde cilíndrico. Un ejemplo de un molde cilíndrico es un tubo de metal como se muestra en la FIG. 4. Una pella de fibra de hueso es útil porque se puede entregar a un sitio de injerto usando una cánula como las que se usan comúnmente para cirugía mínimamente invasiva. Las pellas de fibra de hueso son capaces de pasar a través de un tubo. Se carga un molde cilíndrico con la fibra. Se utiliza un apisonador para aplicar algo de compresión a las fibras. En algunas realizaciones, un molde cilíndrico cargado con fibra se seca mediante calor, vacío y/o liofilización. Después del secado, el implante de fibra de hueso se torna más cohesivo y se contrae hasta alcanzar un volumen reducido. Después del secado, las pellas de fibra de hueso pueden ser expulsadas fácilmente del molde, debido a la contracción que se produce al secarse.

Si bien se pueden utilizar técnicas de colocación en húmedo para la fabricación de diferentes formas a partir de fibras de hueso, se reconocerá que se podría utilizar cualquier otra técnica de moldeo o formación utilizada con fibras textiles. Las fibras con y sin excipientes se pueden moldear directamente mediante compresión, hasta dar cualquier forma. En algunas realizaciones, se pueden seleccionar excipientes que mejoren la lubricidad del implante, facilitando la entrega y reduciendo aún más la fricción o unión durante este método.

Los implantes cilíndricos largos pueden no ser producidos fácilmente utilizando un proceso de colocación en húmedo convencional. Como método alternativo, los implantes pueden colocarse en húmedo en un molde 12 con dos depresiones semicilíndricas unidas, que tienen orificios de drenaje en todos sus lados, como se muestra en la FIG. 7. Los implantes 14 pueden ser almacenados de esta manera en una bandeja 15 de almacenamiento flexible y en el momento de la cirugía se pueden plegar para producir un implante 16 cilíndrico.

Alternativamente, los implantes semicilíndricos producidos en un molde como el que se muestra en la FIG. 7, se pueden plegar juntos después de la colocación en húmedo y antes del paso de tratamiento térmico. En este momento las dos mitades del cilindro se enredarán y se unirán entre sí.

Alternativamente, los implantes para aumentar la fijación de los tornillo pueden formarse en dos mitades, de modo que el implante se pliegue sobre la parte que se convierte en el extremo distal del implante. En las Figs.

15a-15i se muestra una selección de dichos diseños. El formato más simple es un prisma 31 rectangular. Las variantes se muestran a continuación como sigue: en la FIG. 15b donde una porción 32 central se densifica para proporcionarle mayor resistencia; en la FIG. 15c donde la sección 33 transversal es semicircular; en la FIG. 15d donde el prisma rectangular es más estrecho en el centro 34; y la figura. 15e donde el prisma rectangular es más estrecho en el centro 34 y posee una sección 33 transversal semicircular. La FIG. 15f muestra una sección transversal en vista lateral de un orificio 35 de perforación con un implante 31 insertado, efectuándose la inserción mediante el uso de un empujador 36. El implante es más largo de lo necesario para encajar en el orificio. La FIG. 15g muestra una sección transversal en vista lateral de un orificio 35 de perforación con un implante 31 insertado, efectuándose la inserción mediante el uso de un empujador 36, en el que el implante 31 tiene la longitud exacta o aproximadamente la longitud necesaria para encajar en el orificio, sin sobresalir del mismo. Además, la FIG. 15h es una vista final mirando hacia abajo por el orificio, para mostrar que el implante que se muestra en la FIG. 15c forma un implante que llena el espacio cuando se inserta en el orificio. Y la FIG. 15i es una vista en sección transversal del implante de la FIG. 15e insertado en un orificio cónico, donde la forma del implante está diseñada para llenar el espacio en un orificio cónico.

Con referencia continuada a las Figs. 15a-15i, los implantes de estos diseños se pueden fabricar utilizando un método de colocación en húmedo con un molde que tiene depresiones que definen las dimensiones requeridas del implante. La DBF puede ser calentada a una temperatura de entre 40 ° y 53 °C durante 30 a 150 minutos para secar el implante y mejorar la cohesión de las fibras. Después del secado, los implantes individuales se cortan del molde de colocación en húmedo.

El uso de los diseños de implantes de acuerdo con las realizaciones de la presente invención permite una inserción facilitada del implante en orificios mediante el uso de un empujador que actúa sobre el pliegue del implante, como se muestra, por ejemplo, en la FIG. 15b, 32.

Existen dificultades particulares que se encuentran cuando se intenta fabricar implantes del tamaño y la forma necesarios para ser utilizados en el aumento de la fijación de tornillo en cirugía ortopédica y de columna. Las dimensiones deseadas o requeridas del implante son aproximadamente de 2 a 7 mm de diámetro y de 1 a 7 cm de largo. Para permitir que el implante tenga suficiente integridad mecánica y que sea implantable, las fibras de DBF tienen que tener un tamaño suficiente para proporcionar un implante cohesivo. Las DBF disponibles actualmente tienen aproximadamente 4 cm de largo y entre 500 y 1000 micrómetros de ancho y pueden proporcionar integridad mecánica; sin embargo, el tamaño de la fibra plantea una dificultad para procesar la DBF hasta los tamaños requeridos utilizando los métodos de fabricación identificados hasta ahora. Este problema se agrava cuando el implante tiene un diámetro inferior a aproximadamente 5 mm y se requiere que sea más largo que 1.5 cm. La fabricación del implante del Ejemplo 1 a continuación, si bien fue posible, fue un proceso extremadamente lento y difícil, y no conduce a un proceso de fabricación eficiente. Además, las partes de moldeo de los diseños mostrados en las Figs. 15a-15i requieren que la DBF de colocación en húmedo se coloque húmeda en las ranuras del molde, y no a través de ellas. Si las fibras cruzan de una cavidad del implante a otra, entonces la fibra será cortada cuando se retire la parte del molde. Si esto ocurre con demasiadas fibras, se perderá la resistencia cohesiva de la parte. Por estas razones, existe un tamaño de aproximadamente 5 mm de ancho, por debajo del cual no se pueden producir implantes mediante esta metodología.

El proceso de colocación en húmedo se desarrolló originalmente para su uso en la fabricación de papel y textiles, donde las fibras se procesan para crear un producto similar a una lámina bidimensional. A medida que el fluido se drena, las fibras se colocan sobre la superficie del molde y, como tales, se encuentran en un plano que generalmente es paralelo al plano de la lámina que se está produciendo. Si bien este proceso puede adaptarse a algunas ondulaciones y utilizarse para realizar formas como cartones de huevos, es totalmente inadecuado para la fabricación de formas cilíndricas.

De acuerdo con realizaciones de la presente invención, al dispersar fibras en un exceso de fluido, el fluido y las fibras pueden dirigirse hacia moldes de pequeño diámetro y gran longitud. Los implantes que tienen un diámetro de aproximadamente 2 a aproximadamente 5 mm y una longitud de aproximadamente 4 a 5 cm tienen un volumen de 0.15 cm3 hasta 10.0 cm3. Típicamente, el volumen del implante es de aproximadamente 0.15 cm3 hasta 2.0 cm3. Además, la longitud del implante puede estar entre 2 cm de longitud hasta 10 cm de longitud, dependiendo de la necesidad del sitio de reparación de hueso. La longitud del implante puede ser de entre 3 cm y 10 cm de longitud, 4 cm y 10 cm de longitud, 4 cm y 9 cm de longitud, 4 cm y 8 cm de longitud, 4 cm y 7 cm de longitud, 4 cm y 6 cm de longitud, o 4 cm y 5 cm de longitud. Para recibir y fijar un tornillo para hueso, el implante (por ejemplo, 31 de la FIG. 15i, o 68 de la FIG. 30a y 30d), pueden tener una longitud correspondiente a la longitud del tornillo para hueso. De acuerdo con ello, la longitud del implante que tiene forma cónica, tubular o canulada puede tener una longitud adecuada para recibir un tornillo para hueso o cualquier material de reparación ósea, incluyendo fibras (DBF) de hueso desmineralizado adicionales.

La masa requerida de DBF para llenar dichos moldes es de aproximadamente 0.15 gramo a 1 gramo y puede dispersarse en aproximadamente 20 mls de fluido en una jeringa, en una proporción de fibras a fluido como se divulga en el presente documento. La dispersión de las fibras en el fluido en los moldes puede ser por presión de inyección o por vacío, así como por gravedad, según sea necesario. Se puede utilizar cualquier amortiguador fluido adecuado. Por ejemplo, se puede utilizar solución (PBS) salina amortiguada con fosfato para dispersar las fibras, así como agua o cualquier amortiguador o líquido biocompatible.

A diferencia de los métodos de fabricación convencionales, en lugar de confiar en el flujo gravitacional, se aplica una presión elevada a la fibra diluida y a la dispersión del fluido. Esto obliga a las fibras a fluir por estructuras de diámetro estrecho, en lugar de formar una aglomeración enredada en la entrada de la cavidad del molde. Debido a que las fibras están dispersas, no se compactan al introducirlas en el molde. De acuerdo con ello, la suspensión de pasta líquida de fibras es introducida y colocada ventajosamente en el molde, porque la suspensión de fibras se inyecta o se empuja dentro del molde a una velocidad mayor que un flujo gravitacional, pero no con tanta presión/fuerza que las fibras se aglomeren o compacten. Por ejemplo, una pasta líquida de 15 ml de una suspensión de fibra, que tiene una relación como la que se divulga en el presente documento, es introducida en un molde en aproximadamente 1 a 5 segundos. Como tal, la pasta líquida de fibras se coloca o se proporciona en el molde a una velocidad de aproximadamente 3 mls/segundo hasta 15 mls/segundo.

La FIG. 16 representa un aparato para el moldeo de fibras DBF por inyección asistido por agua o fluido. La masa requerida de fibras 37 DBF es cargada en una jeringa 38. Luego se agrega a la jeringa un fluido adecuado (por ejemplo, agua, solución salina o una solución salina amortiguada, incluyendo la solución (PBS) salina amortiguada con fosfato. Luego, el extremo distal de la jeringa es ajustado a un adaptador 39 al que se le une un molde 40 desmontable. El molde reproduce las dimensiones requeridas del implante que se va a fabricar y el molde puede ser cilíndrico, acanalado y/o cónico. Al igual que con el moldeo por inyección convencional, el cilindro tendrá una pequeña conicidad o inclinación para permitir el retiro de la parte moldeada. El molde se estrecha hacia su extremo distal y tiene respiraderos 41 a lo largo de su longitud, y una tapa 42 terminal ventilada extraíble, para permitir que el fluido salga de la mezcla DBF. El molde desmontable se retira después de la inyección de DBF y se coloca en un horno o liofilizador para su secado. Se pueden utilizar varios moldes con un adaptador y una jeringa para permitir la fabricación de varias partes.

En algunas realizaciones de la presente invención, la relación de fluido (por ejemplo, solución salina) a DBF puede ser de aproximadamente 3 mls de líquido por 1 gramo de DBF. En otras realizaciones, la relación de fluido a DBF es de aproximadamente 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13, 14, 15, 16, 17, 18, 19, 20, 21, 22, 23, 24, 25, 26, 27, 28, 29, 30, 40, 41, 42, 43, 44, 45, 46, 47, 48, 49 o 50 mls de fluido por 1 gramo de DBF. En todavía otras realizaciones, la relación de fluido a DBF es menor que aproximadamente 200 mls de fluido por 1 gramo de DBF. Ventajosamente, una relación de fluido a DBF que esté en el intervalo de entre aproximadamente 3 y 200 mls de fluido por 1 gramo de DBF, 3 y 150 mls, 3 y 100 mls, 3 y 50 mls, 3 y 20 mls o 3 y 10 mls, proporciona suficiente fluido para hidratar la DBF para facilitar el modelado y formación del implante de DBF hasta la forma deseada, mientras también permite el retiro completo del fluido para producir un implante de DBF seco.

En algunas realizaciones de la presente invención, se utiliza el moldeo de fibras DBF por inyección asistido por chorro de agua. Como se muestra en la FIG. 17, las fibras 37 DBF se cargan en la tolva 43. La tolva está unida a un molde 40 desmontable, y el molde se estrecha hacia su extremo distal y tiene respiraderos 41 a lo largo de su longitud, y una tapa 42 terminal ventilada extraíble. Un chorro 44 de agua operado a mano es activado para forzar la DBF desde la tolva hasta el molde. El molde desmontable es retirado después de la inyección de DBF y es colocado en un horno o liofilizador, para su secado.

Con referencia a las Figs. 30a y 30d, el proceso de moldeo por inyección asistido por agua divulgado, también puede ser utilizado para fabricar los implantes de DBF, como el dispositivo 68 de fijación de tornillo.

En realizaciones más específicas, la boquilla del chorro de agua tiene un diámetro de entre aproximadamente 0.1 y 1 cm. Típicamente, el diámetro de la boquilla es de entre aproximadamente 1 mm y 5 mm, y más típicamente, el diámetro de la boquilla es de entre aproximadamente 2 mm y 4 mm. El caudal del fluido puede ser de aproximadamente 1 ml / minuto, 30ml por minuto o, preferiblemente, hasta aproximadamente 1000 ml por minuto.

El experto puede imaginar fácilmente un aparato con múltiples embudos que conducen a múltiples moldes de una manera análoga a los moldes de inyección de múltiples cavidades utilizados para fabricar partes de polímero moldeadas por inyección.

Los implantes de la presente divulgación en su estado seco se pueden insertar en una cavidad, soporte de tornillo, orificio de punzón u orificio de perforación. Además, los implantes de la presente divulgación pueden estar alojados en una jeringa o un dispositivo de inserción similar a una jeringa. Con el implante en una jeringa o un dispositivo de inserción similar a una jeringa, el implante puede tener estabilidad lateral, lo que evita o reduce la flexión o colapso del implante, mientras se lo empuja hacia el sitio quirúrgico (por ejemplo, la cavidad u orificio).

En algunas realizaciones de la presente invención, el enredo del DBF se puede aumentar agitando las fibras mientras están en una pasta líquida. Al crear un vórtice, las fibras se arremolinan y se inducen a enredarse. Este enredo da como resultado "cuerdas" no tejidas de fibras que pueden extrudirse y luego cortarse a medida y usarse tal como están o procesarse aún más hasta dar pellas, como se describe en esta divulgación.

Para que los implantes se hinchen después de la implantación de modo que llenen sustancialmente el espacio, se pueden controlar el control de las condiciones de procesamiento de las fibras. Por ejemplo, en algunas realizaciones, las fibras se comprimen, se calientan y/o secan de otro modo para dejarlas en un estado compacto de modo que al mojarse, puedan expandirse e hincharse.

En algunas realizaciones de la presente invención, un paquete de sistema de implante o kit de implante incluye los moldes cilíndricos y el émbolo como se muestra, por ejemplo, en la FIG. 4.

Excipientes y aditivos.

Se contemplan aditivos para modificar propiedades biológicas u otras del implante de acuerdo con realizaciones de la presente invención. Los ejemplos no limitantes de aditivos incluyen factores de crecimiento tales como proteínas (BMP) morfogenéticas de hueso, incluyendo BMP-1, BMP-2, BMP-3, BMP-4, BMP-5, BMP-6, BMP-7, BMP-8, BMP-9, BMP-10, BMP-11, BMP-12, BMP-13, BMP- 15, BMP-16, BMP-17, y BMP-18; Factores (VEGF) de Crecimiento Endotelial Vascular, incluyendo VEGF-A, VEGF-B, VEGF-C, VEGF-D y VEGF-E; Factores (CTGF) de Crecimiento del Tejido Conectivo, incluyendo CTGF-1, CTGF-2, y CTGF-3; Osteoprotegerina, Factor (TGF-pas) betas de Crecimiento Transformante, incluyendo TGF-p-1, TGF- p-2 y TGF- p-3, e inhibidores del factor de necrosis tumoral (p. ej., anti-TNF-a). Los morfógenos también pueden incluir Factores (PDGF) de Crecimiento Derivados de Plaqueta, incluyendo PDGF-A, PDGF-B, PDGF-C, PDGF-D, y GDF-5; rhGDF-5; y proteína de mineralización LIM, factor-I (IGF-I) de crecimiento relacionado con la insulina, factor-II (IGF-II) de crecimiento relacionado con la insulina, factor (FGF) de crecimiento de fibroblastos y beta-2-microglobulina (BDGF II), como se divulga en la Pat. de EE.UU. número 6,630,153, cuyo contenido íntegro se incorpora al presente documento por referencia. Los polinucleótidos que los codifican también pueden administrarse como agentes de terapia genética. Las sustancias bioactivas preferidas son las proteínas (rhBMP) morfogenéticas de hueso humanas recombinantes porque están disponibles en suministro relativamente ilimitado y no transmiten enfermedades infecciosas. En algunas realizaciones, la proteína morfogenética de hueso es una rhBMP-2, rhBMP-4, rhBMP-7 o heterodímeros de las mismas. Las BMP están disponibles en Wyeth, Madison, N.J., y también pueden ser preparadas por un experto en la técnica como se describe en Pat. de EE.UU. número 5,366,875 de Wozney et al.; Pat. de EE.UU. número 4,877,864 de Wang et al.; Pat. De EE.UU. número 5,108,922 de Wang et al.; Pat. de EE.UU. número 5,116,738 de Wang et al.; Pat. de EE.UU. número 5,013,649 de Wang et al.; Pat. de EE.UU. número 5,106,748 de Wozney et al.; y Patentes PCT números WO93/00432 de Wozney et al.; WO94/26893 de Celeste et al.; y WO94/26892 de Celeste et al.

Se pueden utilizar aditivos oxigenantes, tales como perfluorocarbonos para mejorar aún más la formación de hueso y la curación del material DBF en el implante de la presente divulgación. En algunas realizaciones, la composición del implante de DBF de reparación del hueso incluye materiales oxigenantes tales como un perfluorocarbono (PFC). En algunas realizaciones, la composición del implante de DBF incluye compuestos generadores de oxígeno tales como peróxidos (por ejemplo, peróxido de hidrógeno, peróxido de magnesio, peróxido de calcio), percloratos (por ejemplo, perclorato de sodio, perclorato de potasio), percarbonatos (por ejemplo, percarbonato de sodio) o perboratos (por ejemplo, perborato de sodio).

Para beneficios adicionales, se pueden agregar al DBF virutas de hueso esponjoso o cortical y/o virutas de hueso esponjoso o cortical desmineralizado. Además de las virutas de hueso o como alternativa a ellas, se pueden añadir al DBF fibras de hueso mineralizado. Además de virutas de hueso, se pueden agregar al DBF fibras de hueso mineralizado o, alternativamente, fosfato de calcio, fosfato tricálcico, hidroxiapatita u otros materiales de injerto de hueso sintético.

De acuerdo con algunos ejemplos, la introducción de un implante para el aumento de tornillo en un paciente se logra colocando el implante en un orificio que se ha perforado para recibir un tornillo. El implante tiene un tamaño para ajustarse al orificio que se va a reparar y para llenar el espacio, es decir, el implante tiene aproximadamente la misma longitud y diámetro que el orificio. El implante puede colocarse en el orificio directamente con la mano o puede colocarse mediante el uso de un instrumento de entrega que tenga un elemento cilíndrico para sujetar el implante con un émbolo para expulsarlo. De acuerdo con ello, los instrumentos de entrega pueden ser canulados.

En algunos ejemplos, el implante es más largo que la profundidad del orificio que se va a tratar y en estos casos el cirujano puede cortar el implante a una longitud deseada.

Formar una hendidura en el extremo del implante diseñado para recibir el tornillo puede facilitar la colocación central del tornillo. Además, el implante puede ser canulado o tubular para facilitar aún más la colocación del tornillo sobre un alambre guía.

En algunos ejemplos, los implantes se forman y se almacenan en tubos. Para facilitar la carga por el extremo del tubo de entrega, se forma una depresión en el extremo del miembro alargado (por ejemplo, la cánula) para mantener el tubo de almacenamiento en la alineación correcta.

En algunos ejemplos, se almacena una pluralidad de implantes en un retenedor que está configurado para conectarse a un tubo de entrega, para permitir un fácil despliegue de los implantes.

El tubo de entrega puede ser recto o curvo. En este último caso, el émbolo será flexible estando hecho de cualquier material adecuado, por ejemplo, alambre de nitinol o alambre de nitinol trenzado.

El implante de DBF puede moldearse con un extremo proximal convexo y un extremo distal cóncavo, mediante la varilla de empuje. Alternativamente, los implantes pueden introducirse por medios separados en el extremo del tubo de entrega. En algunos casos, puede ser más fácil introducir en los tubos de entrega, implantes que tienen forma de pella.

En el momento de la cirugía, antes de la implantación, se puede inyectar dentro del implante una pequeña cantidad de cualquier agente de contraste soluble en agua adecuado, para proporcionar visualización durante la implantación. Un ejemplo de un agente de contraste soluble en agua es el Iopamidol.

En el momento de la cirugía y antes de la implantación, se puede inyectar dentro del implante para hidratarlo, una pequeña cantidad de agua esterilizada, solución salina amortiguada con fosfato, aspirado de médula ósea y/o sangre.

Ejemplos

Los siguientes ejemplos utilizan hueso humano cortical. Como se discute en el presente documento, se pueden utilizar huesos humanos o animales, como una fuente de hueso cortical. Las fibras se produjeron utilizando la metodología descrita en Patentes de EE. UU. 9,486,557 y 9,572,912,supra.

Ejemplo 1

Se utilizaron jeringas de plástico desechables de 1ml como molde. Se retiraron los émbolos y se introdujeron 0.25 gramos de DBF en el extremo de la jeringa y se utilizó el émbolo para comprimir ligeramente las fibras, hasta una longitud de aproximadamente 4 cm. Se retiraron los émbolos y se cortó la punta de la jeringa con un bisturí. Los implantes se secaron al vacío durante la noche a 27 °C. Los implantes resultantes tenían un diámetro aproximado de 4.5 mm.

Ejemplo 2

Se utilizaron tres implantes del Ejemplo 1 para probar el aumento de la extracción del tomillo. Se utilizó una espuma Sawbones de 393 poros por metro (10 poros por pulgada) que se utiliza frecuentemente para probar la extracción de tornillo como sustituto del hueso osteopénico. Se perforaron seis orificios de 5mm de diámetro en el bloque de espuma. Los implantes del ejemplo 1 se colocaron en tres de los orificios. Se insertaron tornillos pediculares de 5.5 mm en los seis orificios. Se utilizó una máquina de prueba de tracción MTS para registrar la fuerza necesaria para sacar los tornillos de los orificios. Los datos obtenidos se muestran en Tabla 1 abajo.

Tabla 1.

Ejemplo 3

Se colocaron en húmedo 15 gramos de fibra DBF en un molde plano de 10 cm x 11 cm para producir una lámina de DBF. Se calentó el molde a 55 °C durante dos horas para unir las fibras y secar la lámina. La lámina tenía un espesor de aproximadamente 1 mm. Una parte de la lámina sería adecuada para su uso en el aumento de la fijación del manguito rotador o de ACL.

Ejemplo 4

Se cortó una porción de la lámina del Ejemplo 3, con la forma de la bandeja tibial de una artroplastia de rodilla, se hidrató y se presionó sobre la superficie de la bandeja tibial recubierta porosa.

Ejemplo 5

Se hidrató una porción de la lámina del Ejemplo 3 de aproximadamente 3 cm por 1 cm y se envolvió alrededor de la porción roscada de un tornillo pedicular de 6 mm de diámetro. La DBF se ajustó a la superficie del tornillo.

Ejemplo 6

Se fabricó un aparato para fabricar implantes mediante moldeo (WAIM) por inyección asistido por agua, de acuerdo con el esquema que se muestra en la FIG. 16. Se colocó una jeringa de 20 ml con su extremo distal retirado, en un adaptador impreso en 3D. Se utilizaron tres tamaños de moldes desmontables, cada uno de 5 cm de largo con diámetros de: 3.5 mm disminuyendo a 3 mm; 4.5 mm disminuyendo a 4 mm; y 5.5 mm disminuyendo a 4.5 mm. Se colocó DBF en la jeringa de 20ml y esta se llenó con PBS. Se colocó el extremo de la jeringa en el adaptador y se presionó el émbolo hacia abajo para inyectar la DBF en el molde. Las cantidades de DBF utilizadas fueron 0.45 gramo, 0.6 gramo y 1.05 gramo para los diámetros de 3.5, 4.5 y 5.5 mm respectivamente. Después del moldeo, los moldes se colocaron en un horno de vacío y se secaron al vacío con un flujo de aire de 0.5 L/min durante la noche. Después de retirar las tapas de los extremos, se pudieron retirar los implantes secos simplemente empujándolos desde los moldes. Los diámetros de los implantes fueron aproximadamente 0.75mm menores que el diámetro del molde.

Ejemplo 7

Se cortó una porción de la lámina del Ejemplo 3 en dos piezas de 2 cm x 5 cm cada una, con una ranura cortada en ella como se muestra en la FIG. 25a. Luego las láminas fueron rehidratadas y utilizando cuatro varillas de 3 mm de diámetro, se formó la forma cruciforme de la FIG. 27a. En la FIG. 27b se muestra el implante después del secado. Este implante fue adecuado para su uso para el aumento de la fijación de un injerto de acl.

Ejemplo 8

Se cortó una porción de la lámina del Ejemplo 3 en una pieza de aproximadamente 2 cm x 5 cm. Luego, se rehidrató la lámina y se la moldeó utilizando dos varillas de 3mm de diámetro y se secó de nuevo. Se formó el implante de la FIG. 27c. Este implante fue adecuado para su uso para aumentar la fijación de un injerto de dos hebras de acl.

Si bien se ha ilustrado y descrito la presente invención con referencia a ciertas realizaciones ejemplares, aquellos con conocimientos ordinarios en la técnica entenderán que se pueden realizar diversas modificaciones y cambios a las realizaciones descritas, sin alejarse del alcance de la presente invención, tal como se define en las siguientes reivindicaciones.

Además, aunque en el presente documento se han utilizado términos relativos como "exterior", "interior", "superior", "inferior", "debajo", "encima", "vertical", "horizontal" y términos similares, para describir una relación espacial de un elemento con otro, se entiende que estos términos pretenden abarcar diferentes orientaciones de los diversos elementos y componentes del dispositivo, además de la orientación representada en las figuras (Figs.).

Claims

REIVINDICACIONES

1. Una composición que comprende un implante (1, 50) para reparación del hueso, comprendiendo el implante: una pluralidad de fibras de hueso desmineralizado o DBF cortadas,

en donde el implante tiene un extremo (29) proximal y un extremo (30) distal, teniendo el extremo distal un diámetro que es menor que el diámetro del extremo proximal, caracterizado porque la pluralidad de DBF cortadas tiene una forma de cono (57) truncado con un extremo ensanchado, o un cono truncado canulado con un extremo ensanchado, y

en donde el extremo (55) ensanchado comprende una muesca (56) para recibir un tornillo para hueso.

2. La composición de la reivindicación 1, en donde el implante (1, 50) tiene una longitud de entre 1 cm y 10 cm, o en donde el implante tiene una longitud de entre 4 y 5 cm.

3. La composición de la reivindicación 1 o la reivindicación 2, en donde el implante (1, 50) tiene un volumen de entre 0.15 cm3 y 10 cm3.

4. La composición de cualquier reivindicación precedente en donde el implante (1, 50) está deshidratado.

5. La composición de cualquier reivindicación precedente, en donde la pluralidad de DBF cortadas comprende además fibras hechas de colágeno, un polímero biocompatible y/o un polímero reabsorbible, opcionalmente en donde el polímero reabsorbible es poliéster.

6. La composición de la reivindicación 1, en donde la pluralidad de DBF cortadas está recubierta con peróxido de calcio, ascorbato de calcio, sulfato de calcio, fosfato de calcio, carbonato de calcio, cloruro de calcio y mezclas de los mismos.

7. Un método para fabricar la composición (1,50) de una cualquiera de las reivindicaciones 1-6, comprendiendo el método:

dispersar en un fluido la pluralidad de DBF cortadas;

en donde la pluralidad de DBF cortadas y el fluido están en una proporción de entre aproximadamente 1 gramo de DBF cortadas a aproximadamente 3 mls a 200 mls del fluido; y

suministrar presión a la pluralidad dispersa de DBF cortadas, dentro de un molde ventilado drenando así el fluido del molde.

8. El método de la reivindicación 7, en donde la pluralidad de DBF cortadas y el fluido están en una proporción de entre aproximadamente 1 gramo de DBF cortadas y aproximadamente 3 mls a 50 mls del fluido, o aproximadamente 1 gramo de DBF cortadas y aproximadamente 3 mls a 20 mls del fluido.

9. El método de la reivindicación 7 o la reivindicación 8, que comprende además calentar en el molde la pluralidad de DBF cortadas, en donde opcionalmente el calentamiento ocurre a o entre aproximadamente 35 y 55 grados Celsius.

10. El método de una cualquiera de las reivindicaciones 7-9, en donde se liofilizan las DBF cortadas.

11. El método de una cualquiera de las reivindicaciones 7-10, en donde la pluralidad de DBF cortadas comprende además fibras hechas de colágeno, un polímero biocompatible y/o un polímero reabsorbible.

12. Un kit para aumentar la fijación de un tornillo en un hueso con un implante, comprendiendo el kit:

la composición (1, 50) de una cualquiera de las reivindicaciones 1-6, y

un punzón (48) o un macho para roscar.

13. El kit de la reivindicación 12, que comprende además:

un alambre (47) guía;

y/o un tornillo que se colocará en el hueso que se va a reparar.

14. El kit de la reivindicación 13, en donde el alambre guía y el punzón o el macho para roscar son desechables.