ES2233949T3

ES2233949T3 - Elastina, biomateriales basados en elastina y proceso.

Info

Publication number: ES2233949T3
Application number: ES95944462T
Authority: ES
Inventors: Kenton W. Gregory; John Grunkemeier
Original assignee: Providence Health System Oregon
Current assignee: Providence Health System Oregon
Priority date: 1994-11-15
Filing date: 1995-04-04
Publication date: 2005-06-16
Anticipated expiration: 2015-04-04
Also published as: JP2005342526A; EP0792125B1; US5990379A; CN1142749C; CA2205038C; CA2205038A1; EP0792125A1; WO1996014807A1; MX9703589A; DE69533806T2; KR970706765A; US5989244A; JP2001523118A; BR9509675A; EP0792125A4; AU4613496A; AU712868B2; DE69533806D1; KR100250409B1; ATE283004T1

Abstract

LA PRESENTE INVENCION SE REFIERE A UN BIOMATERIAL BASADO EN ELASTINA Y A UN METODO DE USARLO PARA REPARAR O SUSTITUIR TEJIDO. LA INVENCION ADEMAS SE REFIERE A UN METODO PARA FIJAR EL BIOMATERIAL AL TEJIDO EXISTENTE.

Description

Elastina, biomateriales basados en elastina y proceso.

Campo de la técnica

La presente invención se refiere a elastina y a biomateriales basados en elastina.

Antecedentes de la invención

La elastina es una proteína de la matriz extracelular que es ubicua en mamíferos. La elastina se encuentra, por ejemplo, en la piel, vasos sanguíneos y tejidos del pulmón, donde imparte resistencia, elasticidad y flexibilidad. Además, la elastina, que es prevalente en la lámina elástica interna (IEL) y en la lámina elástica externa (EEL) de la arteria normal, puede inhibir la migración de células del músculo liso al interior de la íntima. Se ha demostrado que la elastina en forma de péptidos solubilizados inhibe la migración de células del músculo liso en respuesta a factores derivados de plaquetas (Ooyama et al, Arteriosclerosis 7:593 (1987)). Los hexapéptidos repetidos de la elastina atraen a las células endoteliales aórticas bovinas (Long et al, J. Cell. Physiol. 140:512 (1989)) y se ha demostrado que los nonapéptidos de elastina atraen a los fibroblastos (documento USP 4.976.734). La presente invención aprovecha estas propiedades físicas y bioquímicas de la elastina.

Del treinta al cuarenta por ciento de las estenosis ateroscleróticas que se abren con una angioplastia de balón se vuelven a cerrar como resultado del crecimiento de las células mediales. El crecimiento del músculo liso hacia el interior de la íntima parece ser más prevalente en secciones de la arteria en las que la IEL de la arteria está rota, desgarrada o ausente, como en caso de lesión de dilatación severa por una angioplastia de balón, anastomosis de vasos u otros traumatismos de vasos que ocasionan un desgarro o retirada de la lámina elástica. Aunque después de la lesión tiene lugar la reparación de la pared arterial, no se reorganizan las estructuras IEL y EEL de elastina. Como estos componentes juegan papeles estructurales y reguladores importantes, su destrucción va acompañada por la migración de células musculares.

También hay enfermedades que están asociadas con la debilidad de la pared de los vasos que produce aneurismas que finalmente pueden romperse, así como otros acontecimientos que, al menos en parte, está relacionados con anormalidades de la elastina.

Se ha tenido algún éxito en el uso de dispositivos protésicos, tales como stent vasculares, para solucionar los problemas de reestenosis o re-estrechamiento de la pared de un vaso debido al crecimiento de células musculares después de una lesión. Sin embargo, su uso a menudo está asociado con trombosis. Además, los dispositivos protésicos pueden exacerbar una aterosclerosis subyacente. Sin embargo, a menudo se usan prótesis.

Hasta hace relativamente poco, los métodos primarios disponibles para fijar un material protésico a un tejido (o de un tejido a otro) implicaban el uso de suturas o grapas. El pegamento de fibrina, un polímero de fibrina polimerizado con trombina, también se ha usado (principalmente en Europa) como sellante de tejidos y agente hemostático.

El documento US 5.292.362 describe un adhesivo de tejidos de dos componentes para uso en la unión y recubrimiento de tejidos y similares.

Se ha demostrado que la energía láser es eficaz en la soldadura de incisiones arteriales en tejidos, que se considera que se produce por medio de la fusión térmica de fibrina, colágeno y otras proteínas. El uso de tintes de fotosensibilización mejora el suministro selectivo de la energía láser al sitio diana y permite el uso de sistemas láser de menor potencia, reduciendo estos dos factores el grado de traumatismo térmico indeseable.

La presente invención combina las ventajas de los productos basados en elastina con las ventajas de las técnicas de soldadura láser. La invención hace que sea posible obtener prótesis de tejidos (particularmente, prótesis vasculares) que estén exentas esencialmente de los problemas asociados con las prótesis conocidas en la técnica.

Objetos y sumario de la invención

Es un objeto específico de la invención proporcionar un biomaterial de elastina o basado en elastina adecuado para uso como un stent, por ejemplo, un stent vascular, o para reemplazar un conducto, por ejemplo, para reemplazar una arteria, vena o uréter. El biomaterial también puede usarse como un recubrimiento o revestimiento de un stent o conducto.

Es otro objeto de la invención proporcionar un injerto de elastina o basado en elastina adecuado para uso en la reparación de una pared de un lumen.

Es otro objeto de la invención proporcionar un material de elastina o basado en elastina adecuado para uso en el reemplazo o reparación de tejidos, por ejemplo, en el reemplazo o reparación de la parte interior de la vejiga, en el reemplazo o reparación del intestino, esófago o colon, o en la reparación o reemplazo de la piel.

También se describe un método para reparar, reemplazar o soportar una sección de un tejido corporal. El método comprende colocar un biomaterial de elastina o basado en elastina en el sitio de la sección y unir el biomaterial al sitio o al tejido que rodea al sitio. La unión se realiza poniendo en contacto el biomaterial y el sitio, o el tejido que rodea al sitio, en el punto en el que se va a realizar dicha unión, con un agente de absorción de energía. El agente después se expone a una cantidad de energía absorbible por el agente suficiente como para unir el biomaterial al sitio o al tejido que rodea al sitio.

Más específicamente, se describe una elastina o biomaterial basado en elastina fusionable a un tejido como se define en la reivindicación 1.

El material que absorbe energía absorbe energía dentro de un intervalo predeterminado de longitudes de onda de la luz. El material que absorbe energía se elige de manera que cuando se irradie con energía luminosa en el intervalo de longitudes de onda predeterminado, la intensidad de esa luz sea suficiente como para fusionar entre sí una de la primera y segunda superficies externas de la elastina o del biomaterial basado en elastina y el sustrato de tejido. Preferiblemente, la primera y segunda superficies externas de la elastina o del biomaterial basado en elastina son superficies principales. Típicamente, el material que absorbe energía se irradia indirectamente dirigiendo la energía luminosa primero a través de la elastina o el biomaterial basado en elastina y después al material que absorbe energía.

En una realización preferida de esta invención, el material que absorbe energía comprende un cromóforo biocompatible, más preferiblemente un tinte que absorbe energía. En una forma de la presente invención, el material que absorbe energía se disipa sustancialmente cuando la elastina o el biomaterial basado en elastina y el sustrato de tejido se fusionan entre sí. En otra forma de esta invención, el material que absorbe energía comprende un material para teñir la primera o segunda superficies de la elastina o del biomaterial basado en elastina.

El material que absorbe energía también puede aplicarse a una de las superficies externas del biomaterial añadiendo a una capa de elastina separada un material que absorbe energía y después fusionando la capa de elastina separada con el aditivo a la elastina o al biomaterial basado en elastina. En cualquier caso, la capa que absorbe energía preferiblemente se aplica de una manera sustancialmente uniforme a al menos una de las superficies externas, típicamente de tal manera que el material que absorbe energía cubra sustancialmente toda la superficie externa de la elastina o del biomaterial basado en elastina.

Algunas de las propiedades clave implicadas en el proceso de la presente invención en relación con la fusión de la elastina o el biomaterial basado en elastina y el sustrato de tejido incluyen la magnitud de la longitud de onda, el nivel de energía, la absorción y la intensidad de la luz durante la irradiación con energía luminosa del material que absorbe energía, y la concentración del material que absorbe energía. Estas propiedades están dispuestas de tal manera que la temperatura durante la irradiación con energía luminosa durante un periodo de tiempo que produce la fusión entre sí de una de la primera y segunda superficies externas de la elastina o el biomaterial basado en elastina y el sustrato de tejido es de aproximadamente 40 a 140 grados C, y más preferiblemente de aproximadamente 50 a 100 grados C. Además, el espesor medio del material que absorbe energía en el proceso preferido de esta invención es de aproximadamente 0,5 a 300 micrómetros.

Otros objetos y ventajas de la invención serán evidentes tras la descripción que se proporciona a continuación.

Breve descripción de los dibujos

Figura 1. Aplicación de energía láser a un biomaterial y tejido nativo expuesto.

Figura 2. Colocación de biomaterial de elastina en una arteria.

Figura 3. Uso de biomaterial como parche intestinal.

Figura 4. Micrografía electrónica de barrido de biomaterial basado en elastina (preparado de acuerdo con Rabaud et al usando elastina, fibrinógeno y trombina) fusionado a una aorta porcina usando un láser de diodo de onda continua.

Figura 5. Imagen de microscopia óptica de biomaterial basado en elastina fusionado a aorta porcina usando un láser de diodo por pulsos. E = biomaterial de elastina; A = aorta.

Figura 6. Fotomicrografía de microscopía óptica de biomaterial basado en elastina derivado de un producto de digestión arterial soldado a una arteria carótida porcina. E = biomaterial de elastina; A = aorta.

Descripción detallada de la invención

La presente invención se refiere a biomateriales basados en elastina y a métodos de soldadura de tales biomateriales a tejidos usando energía láser. Los biomateriales basados en elastina adecuados para uso en la presente invención pueden prepararse, por ejemplo, a partir de elastina (por ejemplo, de ligamento nucal bovino), fibrinógeno y trombina, como se describe por Rabaud et al (documento USP 5.223.420). (Véase también Aprahamian et al, J. Biomed. Mat. Res. 21:965 (1987); Rabaud et al, Thromb. Res. 43:205 (1986); Martin, Biomaterials, 9:519 (1988)). Tales biomateriales pueden tener asociada una propiedad trombogénica que puede ser ventajosa en ciertos tipos de reparación de tejidos. Los biomateriales basados en elastina adecuados para uso en la invención también pueden prepararse a partir de elastina y colágeno de tipo III, como también se describe por Rabaud y colaboradores (Lefebvre et al, Biomaterials 13(1): 28-33 (1992)). Tales preparaciones no son trombogénicas y, de esta manera, pueden usarse para stent vasculares, etc. Otro tipo de biomaterial basado en elastina adecuado para uso en la presente invención se prepara como se describe por Urry et al (véanse, por ejemplo, los documentos USP 4.132.746 y 4.500.700) (véanse también los documentos USP 4.187.852, 4.589.882, 4.693.718, 4.783.523, 4.870.055, 5.064.430 y 5.336.256). También pueden usarse matrices de elastina resultantes de la digestión de tejidos que contienen elastina (por ejemplo, arterias). La digestión produce la eliminación de células, proteínas y grasas pero deja intacta la matriz de elastina. El biomaterial usado dependerá de la aplicación particular.

El biomaterial basado en elastina de la invención preparado a partir de elastina soluble (véase Rabaut et al., citado anteriormente) se moldea para tener un tamaño y forma adecuados para cualquier fin específico. El material moldeado puede prepararse como se indica a continuación. La elastina (por ejemplo, elastina soluble (PM 12-32.000 daltons) se lava y se hincha en tampón. A la elastina hinchada se le añade fibrinógeno o crioglobulinas (preparadas, por ejemplo, de acuerdo con Pool et al, New Engl. J. Med. 273 (1965), seguido de tiourea, con o sin un inhibidor de proteasa (tal como aprotinina), y colágeno. Se añade trombina con agitación y la mezcla resultante se vierte inmediatamente en un molde apropiado. El molde después se incuba (por ejemplo, a 37ºC) mientras que se deja continuar la polimerización del material de fibrina/elastina, ventajosamente, durante un periodo comprendido entre 15 minutos y 1 hora, siendo preferido un periodo de 30 minutos. La reacción se puede realizar a temperaturas menores de 37ºC, pero la reacción avanza más rápidamente a 77ºC. Sin embargo, el calentamiento de la reacción a más de 40ºC puede dar como resultado la desnaturalización de la trombina. La refrigeración de la mezcla mientras se agita aumenta el tiempo necesario para que tenga lugar la mezcla. Para que se produzca la polimerización, es importante tener calcio y magnesio en el tampón y usar trombina desnaturalizada.

Después de la polimerización en el molde, el biomaterial resultante puede reticularse adicionalmente usando radiación gamma o un agente tal como glutaraldehído (prefiriéndose una solución de glutaraldehído, ácido fórmico y ácido pícrico). Cuando se usa radiación, las muestras, ventajosamente, se someten a irradiación gamma procedente de una fuente de cobalto-60. La cantidad de irradiación puede variar, por ejemplo, de 10 a 100 MRAD, siendo preferida una irradiación de 25 MRAD. Se ha demostrado que la cantidad de irradiación gamma puede afectar a la resistencia del material (Aprahamian, J. Biomed. Mat. Res. 21:965 (1987)).

Pueden prepararse láminas de biomaterial que tengan un espesor controlado usando moldes apropiados. Pueden obtenerse láminas del biomaterial con un espesor que varía, por ejemplo, de 200 micrómetros a 5 mm. Las láminas generalmente se fabrican tan finas como sea posible para permitir la penetración de la energía láser pero manteniendo al mismo tiempo una resistencia suficiente. A modo de ejemplo, una lámina adecuada para uso como un parche intestinal puede variar en espesor de 200 micrómetros a 5 mm, siendo preferido un espesor de aproximadamente 2 mm. Un parche que requiere una mayor resistencia, tal como un parche para uso en la vejiga, es típicamente más grueso. Los stent o parches arteriales pueden ser más finos (por ejemplo, de 100 \mum a 1000 \mum).

El biomaterial preparado a partir de elastina soluble o fragmentos de elastina insoluble también puede moldearse para dar segmentos tubulares, por ejemplo, por inyección del material en moldes tubulares. La reticulación de la solución de elastina presente entre los tubos interno y externo puede realizarse antes de extraer el biomaterial del molde o después de que se hayan retirado los tubos. Usando esta estrategia pueden prepararse segmentos tubulares de diferentes diámetros interno y externo, así como de diferentes longitudes, variando los diámetros de los tubos interno y externo. Puede fabricarse un molde de este tipo de prácticamente cualquier tamaño variando el diámetro de los tubos interno y externo. Para un stent de arteria coronaria puede usarse un tubo pequeño. Como parche soldado de manera angular para una anastomosis del intestino delgado o colon puede fabricarse y usarse un tubo grande de 1-5 pulgadas (2,54-12,7 cm) de diámetro. Pueden usarse diversas técnicas y materiales de moldeo; lo anterior es simplemente un ejemplo.

Como se ha indicado anteriormente, puede prepararse un biomaterial a partir de productos de digestión de un tejido que contiene una matriz de elastina. Los tejidos adecuados para uso como material de partida incluyen arterias (por ejemplo, arterias coronarias o femorales, por ejemplo de cerdo), cordones umbilicales, intestinos, uréteres, etc. Preferiblemente, el material de matriz procede de la especie de animal en la que se está realizando la implantación, de tal manera que aumenta la biocompatibilidad. Puede usarse cualquier método para retirar (digerir) el material celular, proteínas y grasas de la matriz nativa y deje intacta al mismo tiempo la matriz extracelular de elastina. Estos métodos pueden implicar una combinación de medios ácidos, básicos, detergentes, enzimáticos, térmicos o erosivos, así como el uso de disolventes orgánicos. Esto puede incluir incubación en soluciones de hidróxido sódico, ácido fórmico, tripsina, guanidina, etanol, éter dietílico, acetona, t-butanol y sonicación. Típicamente, la digestión avanza más rápidamente a temperaturas superiores. La temperatura y tiempo óptimos de incubación dependen del material de partida y del agente digestivo usado, y pueden determinarse fácilmente.

Un especialista en la técnica apreciará que aunque se pueden obtener segmentos tubulares por digestión de materiales de partida tubulares, esos segmentos pueden abrirse y moldearse para producir láminas adecuadas para uso como injertos de tejidos. Como alternativa, tales segmentos pueden abrirse y después reconstruirse como segmentos tubulares que tienen un diámetro diferente que el tejido de partida. Sin embargo, preferiblemente, cuando se buscan productos tubulares, el material de partida se selecciona para producir un segmento tubular después de la digestión que tenga el diámetro apropiado, de forma que pueden evitarse manipulaciones posteriores (distintas del ajuste de la longitud).

El biomaterial de la invención normalmente se fija al tejido existente. El biomaterial se fija usando una fuente de energía de soldadura de tejidos y un agente que absorbe energía emitida por esa fuente. Ventajosamente, la fuente de energía es una fuente de energía electromagnética, tal como un láser, y el agente de absorción es un tinte que tiene un pico de absorción a una longitud de onda correspondiente a la del láser. El biomaterial de elastina y el tejido a soldar tienen mucha menos absorción de luz a esta longitud de onda y, por lo tanto, el efecto se limita a una zona alrededor de la capa de tinte. Una fuente de energía preferida es un diodo láser que tiene una longitud de onda dominante a aproximadamente 808 nm y un tinte preferido es verde de indocianina (ICG), con una absorbancia máxima de 795-805 nm (véase el documento WO 91/04073). También pueden usarse otras combinaciones de láser/tinte. Se prefiere que el tinte se aplique a la porción del biomaterial que va entrar en contacto y va a fijarse con el tejido existente. El tinte también puede aplicarse a la superficie de la estructura con la que se va a soldar o fijar el biomaterial de elastina. El tinte puede aplicarse directamente al biomaterial o la superficie del biomaterial primero puede tratarse o recubrirse (por ejemplo imprimarse) con una composición que controla la absorción del tinte en el biomaterial, de forma que el tinte se mantenga como un recubrimiento o capa discreta. Como alternativa, el tinte puede unirse al biomaterial de elastina de tal manera que se fije a la superficie y se impida su infiltración al interior del material. El tinte puede aplicarse en forma de una solución o el tinte puede disolverse o suspenderse en un medio que después puede aplicarse como una lámina fina o película, preferiblemente, de espesor y concentración de tinte uniformes.

Pueden usarse técnicas de soldadura de tejidos que emplean un agente de soldadura. Tales técnicas son conocidas (documento WO 91/04073). Como agente de soldadura puede usarse cualquier material proteico que se desnaturalice térmicamente tras el calentamiento (por ejemplo, cualquier proteína del suero tal como albúmina, fibronectina, factor de Von Willebrand, vitronectina o cualquier mezcla de proteínas o péptidos). Se prefieren los agentes de soldadura que comprenden fibrinógeno polimerizado con trombina, excepto en el caso de que tales materiales produzcan una trombosis o coagulación indeseable tal como la que podría producirse dentro de lúmenes vasculares. Los agentes de soldadura se seleccionan por su capacidad de impartir mayor resistencia adhesiva entre el biomaterial y el tejido. El agente de soldadura debe ser no tóxico y generalmente biocompatible.

De acuerdo con la presente invención, la energía láser puede dirigirse al sitio diana (por ejemplo, el tinte) directamente desde el láser por exposición del tejido (por ejemplo, durante un procedimiento quirúrgico). En algunos casos, es decir, tratamientos basados en catéteres endovasculares donde no se produce exposición quirúrgica abierta, la energía láser se dirige al sitio de unión por medio de fibras ópticas. Cuando se usa ICG como tinte, pueden usarse longitudes de onda de medios de dirección de aproximadamente 800 nm. Tales longitudes de onda no se absorben bien por muchos tejidos, particularmente tejidos vasculares, y por lo tanto habrá un efecto despreciable sobre estos tejidos y los efectos térmicos se limitarán a la capa de tinte. De forma similar, el biomaterial de la invención tiene poca absorbancia óptica en esta banda de frecuencia, en comparación con el tinte de absorción de energía. De esta manera, la energía láser puede pasar a través del biomaterial o el tejido nativo y absorberse por la capa de tinte como se muestra en la figura 1. Una vez que el cirujano ha expuesto la superficie o el vaso donde se va a realizar el refuerzo o reemplazo del biomaterial, la superficie que contiene tinte del biomaterial se pone en contacto con el tejido nativo en el sitio y se suministra energía láser dirigiendo el haz láser a la localización deseada. La absorbancia de la capa de tinte (por ejemplo, ICG) idealmente se determina previamente o conjuntamente de forma que pueda suministrarse la cantidad óptima de luz para conseguir una unión óptima. Puede usarse presión para asegurar una aproximación adecuada del tejido y el biomaterial. Con una fuente láser de diodo, el propio láser de diodo, o un condensador o sistema de liberación óptico basado en fibra óptica, puede ponerse contra el material para asegurar un suministro de luz uniforme.

En casos en los que se requiere un nuevo revestimiento de elastina o una nueva lámina elástica interna, por ejemplo, después de una endarterectomía quirúrgica abierta, una vez que la arteria se ha limpiado quirúrgicamente del ateroma, o de otra lesión, el biomaterial se pone en su sitio, con el tinte mirando hacia abajo (véase la figura 2). El biomaterial puede desplegarse como un parche plano o como un segmento tubular. Un segmento tubular puede estar hueco o rellenarse con un material que soporte el lumen durante la colocación y que se funda con calor de bajo grado o se disuelva o retire por una diversidad de medios. Cuando es necesario, puede usarse un pequeño número de suturas quirúrgicas (por ejemplo, suturas de soporte) para poner juntos los bordes del vaso o para coser el vaso. Una vez que el biomaterial está en su sitio, la energía láser se dirige a través de la pared del vaso o a través del biomaterial hasta el tinte absorbente, habiéndose determinado previamente la energía láser apropiada basándose en la absorbancia medida en el biomaterial. Como alternativa, el tinte puede aplicarse en el momento de la cirugía en el biomaterial o la pared del vaso, o en ambos sitios, y después puede suministrarse la energía láser. En esta realización, la absorbancia puede determinarse en el momento de la cirugía en el biomaterial o la pared del vaso, o en ambos sitios, y después puede suministrarse la energía láser, o puede usarse un dispositivo de retoalimentación que evalúe la conveniencia de la unión o del efecto térmico. (La figura 4 es una SEM de un biomaterial basado en elastina fusionado a aorta porcina).

Además de lo anterior, el biomaterial de la invención puede usarse como un material de parche para uso en reparaciones intestinales o de colon que frecuentemente no se curan bien con técnicas habituales, particularmente cuando el paciente tiene problemas nutricionales u otros problemas o cuando paciente está en shock, tal como ocurre en el caso de múltiples heridas de bala u otras lesiones abdominales (véase la figura 3). El uso de tal parche puede, por ejemplo, evitar la salida del contenido intestinal y de esta manera reducir la probabilidad de peritonitis. Además, puede usarse un parche sobre un órgano sólido, tal como el hígado, cuando se han producido laceraciones. De manera similar, el biomaterial de la invención puede usarse para reparar o reemplazar porciones del sistema urinario, es decir, desde los cálices del riñón hasta la uretra. El parche también puede usarse para sellar un defecto en una cámara cardiaca, tal como un defecto en un tabique auricular, así como fístulas bronquiales o rectales. El biomaterial también puede usarse como un parche cerebrovascular para un aneurisma. El biomaterial puede sellarse en su sitio con una fusión láser dirigida. Para aplicaciones en las que no es posible o no es deseable la exposición directa, puede emplearse una diversidad de sistemas de catéteres o endoscópicos para dirigir la energía láser al sitio diana.

Los biomateriales basados en elastina a los que se refiere la invención pueden usarse en una diversidad de situaciones clínicas y quirúrgicas distintas para realizar injertos de reparación de tejidos. Para suministrar el biomaterial en forma de un stent intravascular, el biomaterial puede premontarse sobre un catéter de balón desinflado. El catéter de balón puede llevarse hasta la localización arterial o venosa deseada usando técnicas convencionales. El balón después puede inflarse, comprimiendo el stent (biomaterial) contra la pared del vaso y después puede suministrarse luz láser a través del balón para sellar el stent en su sitio (el tinte puede estar presente en el exterior del biomaterial). El balón después puede desinflarse y extraerse dejando el stent en su sitio. Puede usarse un manguito protector (por ejemplo, de plástico) para proteger el stent durante su paso hacia el vaso y después extraerse una vez que el stent está en la localización deseada. El biomaterial de la invención también puede usarse como una cobertura biocompatible para un soporte o stent metálico o sintético. En tales casos, puede usarse un despliegue mecánico sencillo sin la necesidad de unión láser. Puede emplearse unión láser, sin embargo, dependiendo de demandas específicas, por ejemplo, cuando se produce una unión mecánica inadecuada, tal como ocurre en la utilización de stent para aneurismas aórticos abdominales.

Una estrategia alternativa de utilización de stent vascular basada en catéter emplea un stent mecánico temporal con o sin un dispositivo de suministro de balón.

Otra estrategia de utilización de stent vascular basada en catéter emplea un soporte, stent o recubrimiento de un metal deformable por calor (tal como nitinol u otro metal de tipo similar) que se incorpora en el tubo del catéter por debajo del biomaterial del stent. El stent se lleva hasta la localización deseada, tras lo cual el metal deformable del stent se activa de forma que ponga el stent contra la pared del vaso. Después se suministra luz láser a través de un sistema basado en fibra óptica, y también incorporado en el conjunto de catéter.

El biomaterial basado en elastina también puede usarse para reemplazar porciones de tejido vascular o no vascular enfermo o dañado, tal como esófago, pericardio, pleura pulmonar, etc. El biomaterial también puede usarse como reemplazo de una capa de piel, por ejemplo, en el tratamiento de quemaduras o de heridas. Como tal, el biomaterial sirve como una venda permanente que actúa como soporte para el nuevo crecimiento de células epiteliales. El biomaterial puede incluir antibióticos, coagulantes u otros fármacos deseables para diversos tratamientos que proporcionen altas concentraciones locales con mínimos niveles de fármaco sistémico. El biomaterial de elastina puede utilizarse con un tinte en un lado del tejido y después fusionarse con la energía láser y longitud de onda apropiadas.

Además de para reparar estructuras tubulares del cuerpo, el biomaterial de la presente invención también puede usarse en reconstrucción de órganos. Por ejemplo, el biomaterial puede moldearse o modelarse de otra manera como una bolsa adecuada para uso en la reconstrucción de la vejiga. El biomaterial de la invención también puede moldearse o modelarse de otra manera para ser adecuado como un reemplazo de esófago. De nuevo, también podría asociarse una malla metálica o sintética con el implante si se necesita un soporte extra de la pared, tal como para controlar el paso de los alimentos desde la faringe al estómago. Esto podría usarse para la estenosis del esófago, la reparación del reflujo de ácido en caso de esofagitis erosiva o, más preferiblemente, para restaurar segmentos esofágicos dañados durante o después de la cirugía o la quimioterapia del carcinoma esofágico.

Para ciertas aplicaciones, puede ser deseable usar el biomaterial de la invención en combinación con un material de soporte que tenga fuertes propiedades mecánicas. Para esas aplicaciones, el biomaterial puede aplicarse como un recubrimiento sobre el material de soporte (véase la descripción del stent anterior), por ejemplo, usando las técnicas de moldeo descritas en este documento. Los materiales de soporte adecuados incluyen polímeros, tales como tereftalato de polietileno tejido (Dacron), teflón, copolímero de poliolefina, poliuretano, alcohol polivinílico u otros polímeros. Además, puede usarse un polímero que sea un híbrido entre un polímero natural, tal como fibrina y elastina, y un polímero no natural tal como un poliuretano, ácido poliacrílico o alcohol polivinílico (véase Giusti et al, Trends in Polymer Science 1:261 (1993)). Tal material híbrido tiene las propiedades mecánicas ventajosas del polímero y la biocompatibilidad deseada del material basado en elastina. Otros ejemplos de prótesis que pueden fabricarse a partir de materiales sintéticos o materiales recubiertos con el biomaterial de elastina o a partir de los híbridos de biomaterial/sintético incluyen anillos de válvulas cardiacas y stents esofágicos.

Las prótesis basadas en elastina de la invención pueden prepararse de manera que incluyan un fármaco; que puede suministrarse, a través de la prótesis, a sitios particulares del cuerpo. Por ejemplo, pueden producirse stents vasculares que incluyan fármacos que impidan la coagulación, tales como heparina, o fármacos antiplaquetarios tales como hirudina, fármacos para prevenir el crecimiento del músculo liso o fármacos para estimular el crecimiento endotelial. También pueden incluirse vasodilatadores. Las prótesis formadas a partir del biomaterial basado en elastina también pueden recubrirse con células viables, preferiblemente células del receptor del dispositivo protésico. Pueden sembrarse células endoteliales, preferiblemente autólogas (por ejemplo, recogidas durante una liposucción) en la bioprótésis de elastina antes de la implantación (por ejemplo, para indicaciones de stent vascular). Como alternativa, el biomaterial de elastina puede usarse como un reemplazo de piel o un medio de reparación donde pueden ponerse las células cutáneas cultivadas en el biomaterial antes de la implantación. De esta manera, pueden usarse células cutáneas para recubrir el biomaterial de elastina.

Ciertos aspectos de la invención se describen con más detalle en los ejemplos no limitantes que se presentan a continuación.

Ejemplo 1 Preparación de láminas de biomaterial basado en elastina a partir de péptidos solubles

Materiales usados para la producción del biomaterial:

Tampón fosfato: el tampón fosfato usado contenía fosfato sódico 1 mM, cloruro sódico 150 mM, cloruro cálcico 2 mM, cloruro de magnesio 1 mM (pH 7,4).

Péptidos de elastina solubles: se obtuvo polvo de elastina de ligamento cervical bovino de Sigma St. Louis, Missouri. Para obtener los péptidos de elastina solubles se usó el siguiente procedimiento: se suspendieron 2,7 g de polvo de elastina en 35 ml de una solución de KOL 1 M en etanol al 80%.

La suspensión se agitó a 50ºC durante 2,5 horas. A continuación, se añadieron 10 ml de agua desionizada y la solución se neutralizó con HCl concentrado 12 M hasta pH 7,4. La solución se enfrió a 4ºC durante 12 horas. La solución transparente se decantó de los cristales de sal y el sobrenadante se centrifugó durante 15 minutos a 2000 rpm. La solución después se dializó frente a tres cambios de agua corriente a intervalos de 2 horas y un intervalo de 15 horas usando un tubo de diálisis con un límite de peso molecular de 10.000. La diálisis se continuó con seis cambios de agua desionizada a intervalos de dos horas y uno durante 15 horas. El dializado resultante se liofilizó y se almacenó a
-20ºC. El rendimiento fue del 40%.

Preparación de crioglobulina: se usó una modificación del método de Pool y Shannon para producir las crioglobulinas (New Engl. J. Med. 273 (1965)). Las crioglobulinas son principalmente fibrinógeno (40 mg/ml) y fibronectina (10 mg/ml) (las concentraciones de fibrinógeno y fibronectina variarán). En resumen, se recogió sangre de cerdo en una bolsa de recogida de sangre convencional de 500 ml que contenía adenina, citrato y dextrosa como anticoagulantes. La sangre se transfirió a 12 tubos de centrífuga de plástico de 50 ml y se centrifugó durante 15 minutos a 1500 rpm. El plasma se decantó de la capa de eritrocitos y se congeló a -70ºC durante 12 horas. El plasma después se descongeló a 4ºC. Las crioglobulinas se recogieron por centrifugación del plasma a 4ºC durante 15 minutos a 1500 rpm. El sobrenadante se decantó y las crioglobulinas se recogieron retirando el precipitado con una pipeta pasteur. Cada tubo también se aclaró con 3 ml de una solución de citrato sódico que contenía NaCl al 0,9% y citrato sódico al 0,66%. Las crioglobulinas se reunieron, se congelaron a -70ºC, se liofilizaron y se almacenaron a -20ºC hasta el uso.

Tiourea: se obtuvo tiourea de calidad reactiva en Sigma, St. Louis, Missouri. Se usó una solución de 0,5 mg/ml.

Colágeno de tipo I: se obtuvo colágeno de tipo I soluble en ácidos en Sigma. Se preparó a partir de tendón de cola de rata por una modificación del método de Bornstein. Dos mg de colágeno se calentaron en 0,6 ml de tampón fosfato a 60ºC durante 10 minutos hasta que se disolvió el colágeno. Después se enfrió a 37ºC y se usó.

Trombina: se obtuvo trombina de plasma bovino de Sigma en forma liofilizada. Cuando se reconstituyó con 1 ml de agua, la solución contenía 106 unidades NIH por ml.

Aprotinina: se obtuvo aprotinina de pulmón bovino en Sigma. Contenía 15-30 unidades inhibidores de tripsina (TIU) por ml.

Preparación

Se fabricaron seis moldes pegando un fibra de cuarzo de 620 \mum a un lado de una placa de vidrio de \sim 40 mm x 25 mm y uniendo una segunda placa de vidrio a la primera usando una banda de goma. Cada molde construido de esta manera tenía una capacidad de aproximadamente 0,5 ml.

El biomaterial se preparó añadiendo sucesivamente y mezclando los siguientes componentes: 200 mg de kappa-elastina soluble o kappa-elastina en polvo en 2 ml de tampón fosfato (PB) (PO_{4} 1 mM, NaCl 150 mM, Ca_{2} 2 mM, Mg_{2} 1 mM, pH 7,4) a 37ºC.

160 mg de crioglobina en 1 ml de PB (37ºC)

2 mg de colágeno en 0,6 ml de PB (60ºC, 37ºC)

200 \mul de tiourea (0,5 mg/ml)

200 \mul de aprotinina (5 unidades)

Una alícuota de 0,6 ml de la solución anterior se introdujo en un tubo de ensayo y se añadieron 50 \mul de solución de trombina (\sim 6 unidades). La solución resultante se introdujo inmediatamente en el molde. Algunas de las láminas resultantes se reticularon con glutaraldehído durante 2 minutos.

Resultados

Las láminas preparadas como se ha descrito anteriormente eran ligeramente amarillentas y opacas. Las láminas fijadas con glutaraldehído eran menos elásticas y se desagarraban más fácilmente que las láminas no fijadas. Las láminas fijadas con glutaraldehído se sometieron a microscopía electrónica. Estas láminas tuvieron un aspecto de superficie cohesiva lisa a 100 aumentos y 1000 aumentos.

Ejemplo 2 Soldadura de tejidos de láminas de biomaterial basado en elastina

Procedimiento de Pre-soldadura: se aplicó una solución de 1 mg/ml de ICG a aorta porcina fresca que se había limpiado cuidadosamente de adventicias, lavado en una solución estéril de NaCl al 0,9% y cortado en cuadrados de 1 cm^{2}. La solución de 1 mg/ml de ICG se aplicó en el lado luminal de la aorta durante \sim 3 minutos y se limpió (el ICG se obtuvo en Sigma y contenía un 90% de tinte y un 10% de yoduro sódico). Se descubrió que el coeficiente de absorción medido a 780 nm con una solución de 7,25 x 10^{-6} M era de 175.000 M^{-1}cm^{-1}. El máximo de adsorción se desplaza a 805 nm cuando el ICG se une a proteínas del suero (Landsman et al, J. Appl. Physiol. 40 (1976)). También se aplicó una pequeña cantidad de crioglobulinas, que contenían aproximadamente 40 mg/ml de fibrinógeno y 10 mg/ml de fibronectina, a la que se le había añadido ICG, y el biomaterial se puso encima. Los dos materiales se colocaron entre dos portaobjetos de vidrio. El conjunto se sumergió en una solución salina al 0,9%. Procedimiento de soldadura: se equilibraron láminas de biomaterial obtenidas como se ha descrito en el ejemplo 1 en tampón fosfato pH 7,4 y se soldaron con aorta porcina teñida con ICG usando un láser de serie de diodos de arsenuro de aluminio y galio. La producción máxima se obtuvo a 808 +/- 1,5 nm. El láser se acopló a una fibra de cuarzo de 1 \mum con un material de revestimiento de polietileno. La energía láser se colimó con una lente de enfoque y se acopló a la fibra de cuarzo. El tamaño de la mancha en el extremo distal de la fibra podía variarse de 1 mm a 4 mm ajustando la distancia entre las lentes de enfoque y extremo proximal de la fibra. El láser se hizo funcionar de manera continua, CW, y la potencia de salida medida en el extremo distal de la fibra fue de 1,5 W. La fibra de cuarzo se colocó directamente encima del portaobjetos de vidrio, el biomaterial y la aorta. Antes de la soldadura, se midió el tamaño de la mancha del láser. La soldadura parecía producirse en solución salina a irradiaciones de 0,85 W pero no de 1,32 W. Veinte segundos fue un periodo de tiempo suficiente para soldar y 40 segundos produjeron un cambio a un color pardo y la carbonización del
biomaterial.

Ejemplo 3 Preparación de biomaterial basado en elastina a partir de producto digerido de arteria

Se diseccionaron longitudes de 4 cm de arteria carótida porcina, se limpiaron y se lavaron en dos cambios de solución salina al 0,9% durante una noche. Los vasos después se pusieron en NaOH 0,5 M y se sonicaron durante 120 minutos (un método modificado de Crissman, R. 1987) (Crissman, Rogert S. "Comparison of Two Digestive Techniques for Preparation of Vascular Elastic Networks for SEM Observation", Journal of Electron Microscopy Techniques 6:335-348 (1987)). Los vasos digeridos después se lavaron en agua destilada y se esterilizaron en autoclave a 225ºF durante 30 minutos. Los vasos digeridos tenían un aspecto translúcido, de color blanco nacarescente y se colapsaban cuando se retiraban del agua, lo que indicaba la ausencia de colágeno y otras proteínas estructurales de soporte.

La soldadura de los productos de digestión de arteria a la aorta porcina se realizó por medio de los siguientes métodos. Se recubrió aorta porcina fresca con 5 mg/ml de ICG durante 5 minutos. El exceso de la solución de ICG se secó. Se pusieron secciones de 1 x 1 cm de segmentos de elastina de arteria carótida digerida y sonicada con NaOH sobre las aortas recién teñidas. Se usó una serie de láseres de diodo de arsenuro de aluminio y galio por pulsos (Star Medical Technologies) para soldar los segmentos. Se emitieron pulsos de cinco milisegundos a una luz de 790-810 a 2 julios y se aplicaron al tejido con un condensador que creaba un haz uniforme de 4 x 4 mm que se puso sobre el producto de digestión de elastina cubierto por un cubreobjetos de vidrio. Se consiguieron buenas soldaduras con hasta 10 pulsos. En la figura 6 se muestra una fotografía de microscopía óptica del producto de digestión de elastina soldado con la aorta porcina. Sin embargo, este ejemplo no forma parte de la presente invención.

Ejemplo 4 Preparación de biomaterial basado en elastina y fusión con aorta porcina

Materiales: Se tamizó elastina nucal bovina en polvo (Sigma St. Louis MO) con un tamiz de 40 \mum y se hinchó con tampón fosfato. Los fragmentos de elastina después se hicieron reaccionar con 67 mg de fibrinógeno (Sigma) en tampón fosfato, colágeno de tipo I soluble en ácido 2 M (Sigma), 2,8 mg de tiourea, Ca^{2+} 2 mM, Mg^{2+}1 mM y 75 unidades de trombina, y se inyectaron en moldes y se calentaron a 77ºC. Se extrajeron láminas y tubos de 1 mm de espesor de este biomaterial y se almacenaron en etanol al 33% para el uso posterior.

Se disolvió tinte verde de indocianina en agua desionizada para proporcionar una solución al 1% y se aplicó en la superficie luminal de aorta porcina fresca. El tinte se puso en el sitio durante 5 minutos y después se secó el tinte residual. El biomaterial de elastina se puso sobre la aorta teñida con ICG y se cubrió con un cubreobjetos de vidrio. Se aplicó energía láser con un condensador que recogía la energía de salida de una serie de láseres de diodo de arsenuro de galio que emitían luz a 800 nm en pulsos de 5 milisegundos. Se irradiaron zonas de 6 mm^{2} con 2,89 julios durante 1-10 pulsos que proporcionaron soldaduras adecuadas. Después se biseccionaron muestras y se fijaron en formalina para el estudio microscópico. La figura 5 es una fotografía de microscopía óptica de tal soldadura teñida con un tinte de elastina. Debe tenerse en cuenta la excelente soldadura del biomaterial de elastina en la aorta porcina sin que se detectara ninguna lesión térmica u otra lesión en el biomaterial o en la
aorta.

Ejemplo 5 Preparación de biomaterial basado en elastina y fusión en aorta porcina

Materiales: Se obtuvieron elastina de ligamento cervical bovino, fibrinógeno de plasma porcino y colágeno de tipo I soluble en ácidos de tendón de cola de rata en Sigma Chemical Corp. (St. Louis, MS.). La elastina se solubilizó en KOL 1M/etanol al 80% a 50ºC durante 2,5 horas (Hornebreck). Se obtuvieron crioprecipitados a partir de plasma porcino de acuerdo con el método de Pool y Shannon (Pool y Shannon). La aorta porcina fresca se obtuvo en Carlton Packaging Co. (Carlton, Ore) y se almacenó a -20ºC hasta que se descongeló para el uso.

Se prepararon biomateriales de elastina-fibrina de manera similar a los métodos desarrollados por Rabaud (Rabaud). Se prepararon parches de elastina solubilizada y crioprecipitados por medio de la adición sucesiva con mezcla minuciosa de 200 mg de elastina soluble disuelta de 2 ml de tampón, 160 mg de crioprecipitado liofilizado disuelto en 1 ml de tampón, 2 ml de colágeno de tipo I disuelto en 0,6 ml de tampón y 0,2 ml de solución de tiourea (0,5 mg/ml de H_{2}O). Se añadieron 6 unidades de trombina a alícuotas de 0,5 ml de la mezcla, se mezclaron minuciosamente en una jeringa de 1 ml y se inyectaron en moldes de vidrio de 4 cm^{2}. Los moldes se incubaron a 37ºC durante 30 minutos y se sometieron a 25 mrad de radiación ofg (fuente de cobalto). El biomaterial se almacenó a 4ºC en EtOH al 33%. Antes del uso, el biomaterial se lavó varias veces con solución
salina.

También se obtuvieron parches con elastina insoluble y fibrinógeno. La elastina liofilizada de Sigma se pasó a través de un tamiz de malla U.S. Nº 4000 (Tyler) antes del uso. Sólo se usaron las partículas de 40 \mum o más pequeñas. Se hincharon 28-0 mg de elastina filtrada y se lavaron durante una noche en un exceso de tampón fosfato. La mezcla se centrifugó (1000 rpm, 10 min) y se desechó el exceso de tampón. La elastina hinchada se suspendió en 2 ml de tampón fosfato. A esta suspensión se le añadieron sucesivamente 67 mg de fibrinógeno liofilizado disuelto en 1 ml de tampón, 2 mg de colágeno de tipo I disuelto en 0,6 ml de tampón, y 0,2 ml de solución de tiourea (0,5 mg/ml de H_{2}O). Finalmente, se añadieron 33 unidades de trombina y la mezcla se volteó minuciosamente y se vertió rápidamente en moldes de 3 cm x 7 cm. Los moldes se incubaron a 37ºC durante 30 minutos y el biomaterial se almacenó a 4ºC en EtOH al 33%. Antes del uso, el biomaterial se lavó varias veces con solución salina.

El parche crioprecipitado con elastina soluble se fusionó a aorta porcina usando un láser de serie de diodos AlGaAr que emitía radiación óptica de onda continua de 808 nm. Se lavó aorta porcina fresca en NaCl al 0,9% y se cortó en porciones de 2 cm^{2}. Se aplicó verde de indocianina (Sigma) en una solución acuosa concentrada de 1 ó 5 mg/ml a la aorta a través de una pipeta pasteur, se dejó en reposo durante 5 minutos y después se secó. El tejido después se equilibró en una solución salina al 0,9% durante 15 minutos para retirar todo el tinte no unido. El biomaterial después se aplicó a la superficie luminal de la aorta. El haz láser de dirigió a la superficie del biomaterial a través de un fibra de sílice fusionada de 1 \mum (Polymicro Technologies Phoenix, Az.) a través de un cubreobjetos de vidrio como se muestra en la figura 1. El "sport six" del haz láser variaba entre 1 y 4 mm a distancias de ... . La energía de salida del láser medida desde la punta de la fibra fue de 1,5 vatios y las duraciones de exposición variaban de 5 a 4
segundos.

El parche de elastina insoluble-fibrinógeno se fusionó con aorta porcina usando un láser de serie de diodos AlGaAr que emitía radiación óptica por pulsos de 790-810 nm (Star Medical Technologies). Se preparó aorta porcina descongelada y se tiñó con una solución acuosa de 5 mg/ml de ICG como se ha descrito previamente para la aorta fresca. Después de aplicar el biomaterial a la superficie luminal marcada de la aorta, se dirigió radiación láser al biomaterial a través de un condensador recubierto de cobre colocado contra un cubreobjetos de vidrio. La energía de salida del láser se fijó a 2 J y se establecieron duraciones de pulsos de 5 milisegundos.

Ejemplo 6

Se obtuvieron elastina de ligamento cervical bovino, fibrinógeno de plasma porcino y colágeno de tipo I soluble en ácidos de tendón de cola de rata en Sigma Chemical Corp. (St. Louis, MS).

Se disolvió 1 mg de verde de indocianina en 1 ml de albúmina de suero humano al 24%. Se disolvieron 67 mg de fibrinógeno en 1 ml de tampón fosfato (a 37ºC). Justo antes de la mezcla, se añadieron 16,6 unidades de trombina a la solución de verde de indocianina. Las mezclas se enfriaron a 4ºC. Las dos mezclas se mezclaron rápidamente y se inyectaron ó se vertieron en un molde 3 x 7 cm y se incubaron durante 30 minutos a 37ºC.

Se pasó elastina liofilizada de Sigma a través de un tamiz de malla U.S. Nº 400 (Tyler) antes del uso. Sólo se usaron las partículas de 40 \mum ó más pequeñas. Se hincharon 210 mg de la elastina filtrada y se lavaron durante una noche en un exceso de tampón fosfato. La mezcla se centrifugó (1000 rpm, 10 min) y se desechó el exceso de tampón. La elastina hinchada se suspendió en 1,5 ml de tampón fosfato. Sucesivamente se añadieron a esta suspensión 67 mg de fibrinógeno liofilizado disuelto en 0,75 ml de tampón, 2 mg de colágeno de tipo I disuelto en 0,45 ml de tampón y 0,15 ml de solución de tiourea (0,5 mg/ml de H_{2}O). Finalmente, se añadieron 26 unidades de trombina y la mezcla se volteó minuciosamente y se vertió rápidamente sobre la matriz de fibrina a la que se le había añadido verde de indocianina en los moldes de 3 cm x 7 cm. Los moldes se incubaron de nuevo a 37ºC durante 30 minutos. Cuando se retiraron del molde, las dos capas eran inseparables y la preparación produjo un solo parche.

Todos los documentos citados anteriormente se incorporan en su totalidad como referencia.

Un especialista en la técnica apreciará a partir de la lectura de esta descripción que pueden realizarse diversos cambios en la forma y detalle sin apartarse del verdadero alcance de la invención.

Claims

1. Una elastina ó biomaterial basado en elastina que puede fusionarse a un tejido, que comprende:

un segmento tubular ó lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina moldeado que tiene una primera y segunda superficies externas; y

un material que absorbe energía aplicado y que penetra en al menos una de la primera y segunda superficies externas,

donde el material que absorbe energía absorbe esta energía dentro de un intervalo predeterminado de longitudes de onda de luz de forma que una de la primera y segunda superficies externas del segmento tubular o de la lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina y un sustrato de tejido se fusionan entre sí cuando el material que absorbe energía se irradia con energía luminosa con una intensidad suficiente en el intervalo predeterminado de longitudes de onda.

2. Un biomaterial de acuerdo con la reivindicación 1, donde la primera y segunda superficies externas son superficies principales.

3. Un biomaterial de acuerdo con la reivindicación 1 o la reivindicación 2, donde el material que absorbe energía se irradia indirectamente dirigiendo la energía luminosa en primer lugar a través del segmento tubular o de la lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina y después al material que absorbe energía.

4. Un biomaterial de acuerdo con la reivindicación 1, 2 ó 3, donde el material que absorbe energía comprende un cromóforo biocompatible.

5. Un biomaterial de acuerdo con la reivindicación 1, 2 ó 3, donde el material que absorbe energía comprende un tinte que absorbe energía.

6. Un biomaterial de acuerdo con cualquier reivindicación anterior, donde el material que absorbe energía se disipa sustancialmente cuando el segmento tubular o la lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina y el sustrato de tejidos se fusionan entre sí.

7. Un biomaterial de acuerdo con cualquier reivindicación anterior, donde el material que absorbe energía comprende un material para teñir la primera o segunda superficies externas del segmento tubular o de la lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina.

8. Un biomaterial de acuerdo con cualquier reivindicación anterior, donde al material que absorbe energía se le añade un aditivo en una capa de elastina separada que se fusiona con el segmento tubular o la lámina de elastina o de material basado en elastina.

9. Un biomaterial de acuerdo con cualquier reivindicación anterior, donde la temperatura durante la irradiación con energía luminosa durante un periodo de tiempo que producirá la fusión entre sí de una de la primera y segunda superficies externas del segmento tubular o la lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina y el sustrato de tejido está en el intervalo de 40 a 140ºC, preferiblemente de 50 a 100ºC.

10. Un biomaterial de acuerdo con cualquier reivindicación anterior, donde el material que absorbe energía está presente en una capa que tiene un espesor medio en el intervalo de 0,5 a 300 \mum.

11. Un dispositivo protésico que incluye (i) un miembro de soporte que comprende un stent, o un soporte metálico o sintético, y (ii) un segmento tubular o lámina de biomaterial basado en elastina, de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, localizado sobre dicho miembro de soporte.

12. Un dispositivo protésico de acuerdo con la reivindicación 11, donde el miembro de soporte está formado de un metal, un polímero o un material biológico.

13. Un dispositivo protésico de acuerdo con la reivindicación 11 ó 12, donde la capa de segmento tubular o de lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina comprende una cobertura, un recubrimiento o un revestimiento para el miembro de soporte.

14. Un dispositivo protésico de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 11 a 13, donde el segmento tubular o la lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina está formado de manera que tiene un tamaño y forma adecuada por moldeo.

15. Un dispositivo protésico de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 11 a 14, donde el segmento tubular o la lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina está unida al miembro de soporte por medio de unión mecánica o por unión láser.

16. Un dispositivo protésico de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 11 a 15, donde el segmento tubular o la lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina tiene un fármaco incorporado.

17. Un proceso para la producción de un dispositivo protésico que comprende:

aplicar un segmento tubular o lámina de elastina o de biomaterial basado en elastina, de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 10, a un miembro de soporte que comprende un stent o un soporte metálico o sintético.