ES2323662T3 - Protesis de injerto vascular producidas por bioingenieria. - Google Patents
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Abstract
Una prótesis tubular biorremodelable que comprende una primera capa de matriz tisular procesada formada dentro de un tubo que tiene una superficie luminal y una superficie abluminal, en donde la matriz tisular procesada está sustancialmente libre de componentes de matriz extracelular no-colagenosa y comprende telopéptido de colágeno, y una segunda capa de colágeno fibrilar denso en la superficie luminal de la primera capa.
Description
Prótesis de injerto vascular producidas por
bioingeniería.
Esta invención se encuentra en el campo de la
ingeniería de tejidos. La invención está dirigida a prótesis de
injerto producidas por bioingeniería preparadas a partir de material
tisular limpio obtenido a partir de fuentes animales. Las prótesis
de injerto producidas por bioingeniería de la invención se preparan
utilizando métodos que conservan la compatibilidad celular, firmeza
y capacidad de biorremodelación de la matriz tisular procesada. Las
prótesis de injerto producidas por bioingeniería se utilizan para
implante, reparación o para utilizarse en un anfitrión mamífero.
El campo de la ingeniería de tejidos combina los
métodos de ingeniería con los principios de la ciencia de la vida
para entender las relaciones estructurales y funcionales en los
tejidos de mamíferos normales y patológicos. El objetivo de la
ingeniería de tejidos es el desarrollo y aplicación final de
sustitutos biológicos para restaurar, mantener y mejorar las
funciones tisulares.
El colágeno es la proteína estructural principal
en el cuerpo y constituye aproximadamente un tercio de la proteína
corporal total. Comprende la mayoría de la materia orgánica de la
piel, tendones, huesos y dientes y aparece como inclusiones
fibrosas en la mayoría de las demás estructuras corporales. Algunas
de las propiedades del colágeno son su alta resistencia a la
tensión; su capacidad de intercambio iónico; su baja antigenicidad,
debida en parte al enmascaramiento de determinantes antigénicos
potenciales por la estructura helicoidal; y su baja extensibilidad,
semipermeabilidad y solubilidad. Además, el colágeno es una
sustancia natural para la adhesión celular. Estas propiedades y
otras hacen que el colágeno sea un material adecuado para la
ingeniería de tejidos y la fabricación de sustitutos biológicos que
se pueden implantar y prótesis biorremodelables.
Los métodos para obtener tejido y estructuras
tisulares colagenosas a partir de tejidos de mamíferos extirpados y
los procesos para construir prótesis a partir de tejido, se han
investigado ampliamente para la reparación quirúrgica o para el
reemplazo de tejidos u órganos. Todavía es un objetivo irresoluto de
los investigadores el desarrollo de prótesis que puedan utilizarse
con éxito para reemplazar o reparar tejidos de mamíferos.
Los materiales colagenosos biológicos tales como
la submucosa intestinal han sido propuestos por muchos
investigadores para utilizarse en la reparación o reemplazo de
tejidos. Se describen métodos para el procesamiento mecánico y
químico del yeyuno proximal porcino para generar una capa única
acelular de colágeno intestinal (ICL) que puede utilizarse para
formar laminados para aplicaciones bioprostéticas. El procesamiento
elimina las células y los restos celulares a la vez que mantiene la
estructura nativa del colágeno. La lámina resultante de matriz
tisular procesada se utiliza para fabricar construcciones laminadas
con múltiples capas con unas especificaciones deseadas. Hemos
investigado la eficacia de parches laminados para la reparación de
tejidos blandos así como la utilización de ICL entubada como un
injerto vascular. Este material proporciona el soporte físico
necesario mientras que genera mínimas adherencias y es capaz de
integrarse en el tejido nativo circundante y resultar infiltrado
con células anfitrionas. La remodelación in vivo no afecta a
la integridad mecánica. Las propiedades intrínsecas y funcionales
del implante, tales como el módulo de elasticidad, retención de
sutura y UTS son parámetros importantes que pueden manipularse para
requerimientos específicos variando el número de capas de ICL y las
condiciones de entrecruzamiento.
La figura 1 es un diagrama del aparato utilizado
para la deposición de colágeno fibrilar denso en la superficie
lumenal del tubo ICL.
Esta invención está dirigida a una prótesis
producida por ingeniería de tejidos, que, cuando se implanta en un
anfitrión mamífero, puede servir como una parte corporal o
estructura tisular de reparación, aumento o reemplazo funcional y
que sufrirá una biodegradación controlada que se produce de manera
concomitante con la remodelación por las células del anfitrión. La
prótesis de esta invención, cuando se utiliza como un tejido de
reemplazo, tiene así propiedades dobles: en primer lugar, funciona
como una parte corporal sustituyente y, en segundo lugar, aún
funcionando como una parte corporal sustituyente, funciona como un
molde de remodelación para el crecimiento de las células
anfitrionas hacia el interior del tejido receptor. Con el fin de
hacer esto, el material prostético de esta invención es una matriz
tisular procesada desarrollada a partir de tejido colagenoso
obtenido de mamíferos que es capaz de unirse a sí misma o a otra
matriz tisular procesada para formar una prótesis para ser injertada
en un
paciente.
paciente.
La invención está dirigida hacia métodos para
hacer prótesis producidas por ingeniería de tejidos a partir de
material tisular limpio en los que los métodos no requieren
adhesivos, suturas o grapas para unir las capas entre sí a la vez
que se mantiene la capacidad de biorremodelación de la prótesis. Los
términos "matriz tisular procesada" y "material tisular
procesado", quiere decir nativo, normalmente tejido celular que
ha sido obtenido de una fuente animal, preferiblemente de un
mamífero, y mecánicamente limpiado de tejidos circundantes y
químicamente limpiado de células, de restos de células, y
convertido sustancialmente en libre de componentes de matriz
extracelular no-colagenosa. La matriz tisular
procesada, mientras que esté sustancialmente libre de componentes
no-colagenosos, mantiene mucha de su resistencia,
forma y estructura matriz nativa. Las composiciones preferidas para
preparar los injertos producidos por bioingeniería de la invención
son los tejidos animales que contienen colágeno, incluyendo, pero
no limitándose a: intestino, fascia-lata,
pericardio, dura-mater, y otros tejidos planos o de
estructura plana que contiene una matriz tisular colagenosa. La
estructura plana de esas matrices de tejidos las hace capaces de
ser fácilmente limpiadas, manipuladas y reunidas para preparar los
injertos producidos por bioingeniería de la invención. Otras
fuentes apropiadas de tejidos colagenosos con la misma estructura
laminar plana y composición de matriz pueden ser identificadas en
otras fuentes animales por los expertos en la técnica.
Una composición preferida más para preparar los
injertos producidos por bioingeniería de la invención es una capa
de colágeno intestinal obtenida de la túnica submucosa del intestino
delgado. Las fuentes adecuadas del intestino delgado son organismos
mamíferos tales como ser humano, vaca, cerdo, oveja, perro, cabra o
caballo aunque la fuente preferida es el intestino delgado de
cerdo.
La composición más preferida para preparar la
prótesis de la invención es una capa de colágeno intestinal
procesada obtenida de la túnica submucosa del intestino delgado de
cerdo. Para obtener la capa de colágeno intestinal procesada, se
recoge el intestino delgado de un cerdo y los tejidos mesentéricos
relacionados se diseccionan groseramente del intestino. La túnica
submucosa se separa, o deslamina, preferiblemente de las otras
capas del intestino delgado estrujando mecánicamente el material
intestinal bruto entre rodillos opuestos para eliminar las capas
musculares (túnica muscularis) y la mucosa (túnica mucosa). La
túnica submucosa del intestino delgado es más dura y rígida que el
tejido circundante y los rodillos estrujan los componentes más
blandos y los separan de la submucosa. En los ejemplos siguientes,
la túnica submucosa se recogió mecánicamente a partir del intestino
delgado porcino utilizando una máquina limpiadora de intestino
Bitterling y posteriormente se limpió químicamente para rendir una
matriz tisular limpia. Esta capa de colágeno intestinal limpiada
mecánicamente y químicamente se refiere en la presente memoria como
"ICL".
De manera importante, la capacidad de
biorremodelación de la matriz tisular se conserva en parte por el
proceso de limpieza ya que no contiene restos de detergente unidos
que afectarían adversamente la capacidad de biorremodelación del
colágeno. Además, las moléculas de colágeno han retenido sus
regiones de telopéptido ya que el tejido no se ha sometido a
tratamiento con enzimas durante el proceso de limpieza.
Las capas de colágeno del dispositivo prostético
puede ser del mismo material colágeno, tal como dos o más capas de
ICL, o de diferentes materiales colágenos, tal como uno o más capas
de ICL y una o más capas de fascia-lata.
Las matrices tisulares procesadas pueden
tratarse o modificarse, bien físicamente o químicamente, antes de
la fabricación de una prótesis de injerto producida por
bioingeniería. Pueden realizarse modificaciones físicas tales como
moldeado, acondicionamiento por extensión y relajación, o perforando
las matrices tisulares limpias así como modificaciones químicas
tales como la unión de factores de crecimiento, componentes de la
matriz extracelular seleccionados, material genético, y otros
agentes que afectarían la biorremodelación y reparación de la parte
corporal que se está tratando, reparando o reemplazando.
Ya que el ICL es el material de partida más
preferido para la fabricación de prótesis de injertos producidas
por bioingeniería de la invención, los métodos descritos en adelante
son los métodos preferidos para fabricar prótesis de injertos
producidas por bioingeniería que contienen ICL y colágeno fibrilar
denso.
En la realización más preferida, la túnica
submucosa del intestino delgado porcino se utiliza como un material
de partida para la prótesis de injerto producida por bioingeniería
de la invención. El intestino delgado del cerdo se recoge, se
eliminan sus tejidos circundantes y se limpia mecánicamente
utilizando una máquina limpiadora de intestinos que elimina
enérgicamente las capas de grasa, músculo y mucosa de la túnica
submucosa utilizando una combinación de acción mecánica y lavado
utilizando agua. La acción mecánica puede describirse como una
serie de rodillos que comprimen y eliminan las capas sucesivas de la
túnica submucosa cuando el intestino intacto se pone entre ellos.
La túnica submucosa del intestino delgado es comparativamente más
dura y rígida que el tejido circundante y los rodillos estrujan los
componentes más blandos y los separan de la submucosa. El resultado
de la limpieza con la máquina fue tal que sólo permaneció la capa
submucosal del intestino.
Después de la limpieza mecánica, se empleó una
limpieza química para eliminar los componentes celulares y de la
matriz y se realizó preferiblemente en condiciones asépticas a
temperatura ambiente. El intestino se corta longitudinalmente hacia
el lumen y después se corta en secciones de lámina de
aproximadamente 15 cm cuadrados. El material se pesó y se puso en
contenedores en una proporción de aproximadamente 100:1 v/v de
disolución respecto al material intestinal. En el tratamiento de
limpieza química más preferido, tal como el método descrito en la
Solicitud Internacional PCT WO 98/49969, cuya descripción ser
incorpora aquí, el tejido colagenoso se pone en contacto con un
agente quelante, tal como sal de tetrasodio del ácido
etilendiaminotetraacético (EDTA) en condiciones alcalinas,
preferiblemente mediante la adición de hidróxido de sodio (NaOH);
después se pone en contacto con un ácido en el que el ácido
contiene una sal, preferiblemente ácido clorhídrico (HCl) que
contiene cloruro de sodio (NaCl); después se pone en contacto con
una disolución salina tamponada tal como 1 M cloruro de sodio
(NaCl)/10 mM disolución salina tamponada con fosfato (PBS); seguido
finalmente de una etapa de lavado utilizando agua.
Cada etapa del tratamiento se realiza
preferiblemente utilizando una plataforma giratoria o de agitación.
Después del lavado, el agua se elimina de cada contenedor y la ICL
puede almacenarse congelada a -80ºC, a 4ºC en tampón fosfato
estéril o secarse hasta su utilización en la fabricación de una
prótesis. Si se almacena seca, las láminas de ICL se aplanan en una
superficie tal como una placa plana, preferiblemente o
relativamente de un material no reactivo o inerte, tal como una
lámina de policarbonato rígida, y se elimina cualquier etiqueta
linfática del lado abluminal del material utilizando un escalpelo y
se deja que las láminas de ICL se sequen en una campana de flujo
laminar a temperatura y humedad ambiente.
La ICL es una estructura laminar plana que puede
utilizarse para fabricar varios tipos de construcciones que se
pueden utilizar como una prótesis dependiendo la forma de la
prótesis de su utilización pretendida. Para formar prótesis de la
invención, las construcciones deben fabricarse utilizando un método
que mantenga la capacidad de biorremodelación del material de
matriz procesado pero que también sea capaz de mantener sus
características de firmeza y estructurales en su comportamiento como
un tejido de reemplazo. La capa estructural de la prótesis es una
construcción tubular formada por una lámina única, generalmente
rectangular, de matriz tisular procesada. La lámina de matriz
tisular procesada se enrolla de manera que un borde está en contacto
y se superpone al borde opuesto de la lámina. La superposición
sirve como una región de unión. Tal y como se utiliza en la
presente memoria, "región de unión" significa un área de
contacto entre dos o más capas de la misma o diferente matriz
tisular procesada tratada de manera que las capas se superponen
entre sí y están lo suficientemente unidas mediante
auto-laminación y unión química. El área de contacto
es una región de unión en la que las capas entran en contacto. La
región de unión debe ser capaz de aguantar la sutura y la extensión
cuando se manipulan en la clínica, en el momento del implante y
durante la fase de cicatrización inicial hasta que las células del
paciente se dividan y biorremodelen posteriormente la prótesis para
formar un tejido nuevo. Cuando se utilizan como un conducto o
canal, la región de unión debe ser capaz de aguantar las presiones
de la materia que contiene o que pasa a su través, particularmente
cuando se utiliza como un injerto vascular bajo las presiones
sistólicas y diastólicas del flujo sanguíneo sistémico.
En una realización preferida, una matriz tisular
procesada es formada dentro de una prótesis tubular revestida con
una capa de colágeno fibrilar sobre cualquier superficie luminal,
superficie abluminal o en ambas.
En una realización más preferida, una matriz
tisular procesada proviene de la submucosa túnica del intestino
delgado y es formada dentro de una estructura tubular y es provista
de un revestimiento de colágeno fibrilar denso.
Incluso en una realización todavía más
preferida, una matriz tisular procesada comprende ICL procesado
formado dentro de una estructura tubular y es provista de una
revestimiento de colágeno fibrilar denso sobre la superficie
luminal.
En la realización más preferida, una matriz
tisular procesada comprende ICL procesado formado dentro de una
estructura tubular y es provista con un revestimiento de colágeno
fibrilar denso sobre la superficie luminal que es a su vez provista
con un agente antitrombogénico, tal como la heparina para formar
una prótesis vascular.
El tubo de ICL puede fabricarse con varios
diámetros, longitudes y número de capas y puede incorporar otros
componentes dependiendo de la indicación para su utilización. La
construcción de ICL tubular puede utilizarse como un injerto
vascular. Para esta indicación, el injerto comprende al menos una
capa con al menos un 5% de superposición para actuar como una
región de unión que forma una juntura firme y la superficie luminal
se trata preferiblemente con heparina o un agente que previene la
trombosis. En otra indicación vascular, la construcción de ICL
tubular puede utilizarse como una prótesis externa en los casos en
los que se transplantan autoinjertos venosos en el cuerpo y se
desea un soporte externo para la vena transplantada. En otra
indicación vascular más, la construcción de ICL tubular se conforma
en una prótesis metálica para proporcionar una cubierta para la
prótesis. Cuando se implanta, la ICL es beneficiosa para el receptor
ya que proporciona un recubrimiento protector suave para la
prótesis, para prevenir un daño adicional del tejido anfitrión
durante el despliegue. Las prótesis de ICL tubular también pueden
utilizarse para reparar o reemplazar otras estructuras normalmente
tubulares tales como secciones del tracto gastrointestinal, uretra,
canales, etc. También puede utilizarse en la reparación del sistema
nervioso cuando se fabrica en un tubo para el crecimiento de los
nervios empaquetado con componentes de la matriz extracelular,
factores de crecimiento o células cultivadas.
Para formar una construcción tubular, se elige
un mandril con una medida de diámetro que determinará el diámetro
de la construcción formada. El mandril tiene preferiblemente una
sección transversal cilíndrica u oval y está hecho de vidrio, acero
inoxidable o de una composición no reactiva de grado médico. El
mandril puede ser lineal, curvo o anguloso, puede tener
ramificaciones o bifurcaciones o varias de estas cualidades. El
número de capas pretendido para la construcción tubular que se va a
formar se corresponde con el número de veces que una ICL se enrolla
alrededor de un mandril y sobre sí misma. El número de veces que la
ICL puede enrollarse depende del ancho de la lámina de ICL
procesada. Para una construcción tubular de dos capas, el ancho de
la lámina debe ser suficiente para enrollar la lámina alrededor del
mandril al menos dos veces. Es preferible que el ancho sea
suficiente para enrollar la lámina alrededor del mandril el número
requerido de veces y un porcentaje adicional más como una
superposición que sirva como una región de unión. Aproximadamente
entre el 5% y el 20% de la circunferencia del mandril es suficiente
para servir como una región de unión y para formar una juntura
firme. De manera similar, la longitud del mandril dictará la
longitud del tubo que puede formarse en él. Para facilitar el
manejo de la construcción en el mandril, el mandril debería ser más
largo que la longitud de la construcción de manera que sea el
mandril, y no la construcción que se está formando, lo que se toque
durante el procedimiento para fabricar la construcción.
La ICL tiene una cualidad de lateralidad
derivada de su estado tubular nativo. La ICL tiene dos superficies
opuestas: una superficie mucosal interna que da al lumen intestinal
y una superficie serosal externa. Se ha encontrado que estas
superficies tienen características que pueden afectar al rendimiento
post-operatorio de la prótesis pero que pueden
aprovecharse para un rendimiento incrementado del dispositivo. En la
formación de una construcción tubular para utilizarse como un
injerto vascular, se prefiere que la superficie mucosal del
material sea la superficie luminal del injerto tubular cuando se
forma. El hecho de que la superficie mucosal esté en contacto con
el flujo sanguíneo proporciona una ventaja ya que tiene algunas
propiedades no trombogénicas que se prefieren para prevenir la
oclusión del injerto cuando se ha implantado en un paciente.
Se prefiere que el mandril se proporcione con un
recubrimiento de un material no reactivo, con una calidad de grado
médico, elástico, de goma o látex en la forma de un manguito. Cuando
puede formarse una construcción de ICL tubular directamente en la
superficie del mandril, el manguito facilita la separación del tubo
formado del mandril y no se adhiere a, reacciona con o deja restos
en la ICL. Para separar la construcción formada, se puede tirar del
manguito desde un extremo hacia fuera del mandril para arrastrar la
construcción fuera del mandril con él. Debido a que la ICL
procesada sólo se adhiere ligeramente al manguito y es más adherente
a otras capas de ICL, se facilita la fabricación de tubos de ICL ya
que la construcción tubulada puede separarse del mandril sin
extender o estresar de otra forma o presentar un riesgo de daño para
la construcción. En la realización más preferida, el manguito
comprende KRATON® (Shell Chemical Company), una goma termoplástica
compuesta por copolímeros
estireno-etileno/butileno-estireno
con un bloque central saturado muy estable.
Para simplificar la ilustración, se forma una
construcción tubular de dos capas con un diámetro de 4 mm y una
superposición de 10% en un mandril que tiene un diámetro de
aproximadamente 4 mm. El mandril se proporciona con un manguito
KRATON® aproximadamente tan largo como la longitud del mandril y más
largo que la construcción que se va a formar en él. Una lámina de
ICL se ajusta de manera que la dimensión del ancho es
aproximadamente 28 mm y la dimensión de longitud puede variar
dependiendo de la longitud deseada de la construcción. En al ámbito
estéril de una cabina de flujo laminar, la ICL se conforma en un
tubo de ICL de colágeno por el proceso siguiente. La ICL se
humedece a lo largo de un borde y se alinea con el mandril
recubierto con el manguito y, aprovechando la naturaleza adhesiva
de la ICL, se "marca" en el manguito y se seca en posición
durante al menos 10 minutos o más. La ICL marcada se hidrata y se
enrolla alrededor del mandril y luego sobre sí misma una vuelta
completa más 10% de la circunferencia para proporcionar una juntura
firme.
Para la formación de construcciones tubulares
con una única capa, la ICL debe ser capaz de enrollarse alrededor
del mandril una vuelta completa y al menos aproximadamente un 5% de
una vuelta adicional como superposición para proporcionar una
región de unión que es igual a aproximadamente 5% de la
circunferencia de la construcción. Para una construcción de dos
capas, la ICL debe ser capaz de enrollarse alrededor del mandril al
menos dos veces y preferiblemente un 5% a 20% de vuelta adicional
como una superposición. Mientras que el enrollamiento de dos capas
proporciona una región de unión de 100% entre las superficies de la
ICL, el porcentaje adicional para superposición asegura una juntura
firme e impermeable. Para una construcción de tres capas, la ICL
debe ser capaz de enrollarse alrededor del mandril al menos tres
veces y preferiblemente un 5% a 20% de vuelta adicional como una
superposición. La construcción puede prepararse con cualquier número
de capas dependiendo de las especificaciones para un injerto
requeridas por la indicación pretendida. Típicamente, una
construcción tubular tendrá 10 capas o menos, preferiblemente entre
2 a 6 capas y más preferiblemente 2 ó 3 capas con diferentes grados
de superposición. Después del enrollamiento, cualquier burbuja de
aire, pliegue y arruga se elimina de debajo del material y entre las
capas.
La ICL puede enrollarse bien manualmente o con
la ayuda de un aparato que permite incluso la tensión y eliminación
de burbujas de aire o agua o arrugas que pueden producirse por
debajo del mandril o entre las capas de ICL. El aparato tendrá una
superficie con la que el mandril pueda contactar a lo largo de su
longitud al girarse para enrollar la ICL.
Las capas de la ICL enrollada se unen entre sí
deshidratándolas mientras están en una disposición enrollada en el
mandril recubierto con el manguito. Mientras que no se desee estar
limitado por la teoría, la deshidratación hace que los componentes
de la matriz extracelular, tales como las fibras de colágeno, de las
capas se junten cuando se elimina el agua de los espacios entre las
fibras de la matriz. La deshidratación puede realizarse en aire, en
vacío o por medios químicos tales como con acetona o un alcohol tal
como alcohol etílico o alcohol isopropílico. La deshidratación
puede hacerse a humedad ambiente, normalmente entre alrededor del
10% Rh a 20% Rh, o menos; ó alrededor del 10% a 20% de humedad en
peso. La deshidratación puede realizarse fácilmente orientando el
mandril con las capas de ICL hacia el flujo de aire estéril entrante
de la cabina de flujo laminar durante al menos alrededor de 1 a 24
horas a temperatura ambiente, aproximadamente 20ºC, y a humedad
ambiente. El tubo de ICL es luego sacado del manguito al quitar el
manguito del mandril llevando el tubo de ICL con él y el manguito
sacado del lumen de la construcción al tirar del manguito por los
extremos y deslizarlo fuera del mandril. Las construcciones son
luego rehidratadas con un agente de rehidratación acuoso,
preferiblemente agua, al transferirlos a un recipiente estéril a
temperatura ambiente que contiene un agente de rehidratación al
menos durante 10 a 15 minutos, para rehidratar las capas sin
separarlas o deslaminarlas.
En otra realización preferida, un revestimiento
de colágeno puede ser añadido a cualquier superficie luminal o
abluminal, o a ambas superficies luminal y abluminal del tubo
formado. El colágeno puede ser depositado sobre las superficies del
ICL tal como se describe en el ejemplo 5 de la Patente de Estados
Unidos Nº 5.256.418. Esta capa de colágeno depositada es descrita
como "colágeno fibrilar denso", también llamada "DFC", y
es una capa de telopéptido de colágeno fibrilar formada a partir de
una solución de colágeno. La capa de DFC sirve como una superficie
de flujo suave en la superficie interna de la capa estructural del
ICL cuando la construcción es utilizada como un injerto vascular.
La etapa de deposición puede también ser realizada tal como se ha
descrito en la solicitud de patente referenciada anteriormente,
utilizando una cabeza de presión hidrostática formada utilizando el
aparato de la Figura 1. La Figura 1 muestra un depósito de colágeno,
10, un tubo bifurcado, 20, accesorios luer, 25, una construcción
tubular de ICL unido, 50, y un contenedor, 30, que contiene PEG,
35. Para crear una cabeza de presión hidrostática, el depósito de
colágeno, 10, que contiene una solución de colágeno se monta a una
distancia de entre 0,91 m a 2,43 m (3 a 8 pies) por encima de la
construcción tubular, 50, y se conecta a la construcción por medio
de la tubería bifurcada, 20, adjunta a los accesorio luer, 25,
asegurado a cualquier extremo de la construcción. Resumiendo,
después de que el ICL sea tubulado (dado forma de tubo), el tejido
multicapa es fijado a un extremo por los accesorios luer, 25,
rehidratado con agua desionizada y rellenado el tubo con el
colágeno del depósito de colágeno, 10. La capa interna de colágeno
puede también depositarse al fluir el colágeno dentro de ambos
extremos del tubo simultáneamente. Una composición de colágeno
preferida es una concentración de colágeno extractado en ácido
solubilizado entre 1 a 5 mg/ml en ácido acético. El tubo es
colocado luego dentro de un baño de polietilenglicol (PEG) de 600 a
650 mmol/kg de p/v, de peso molecular 8000, tamponado al 20% en
solución salina tamponada con fosfato isotónico (PBS), de pH neutro.
Los injertos son montados sobre un armazón durante la deposición
del colágeno para facilitar una presión hidrostática de entre 100 a
150 mmHg, preferiblemente alrededor de 120 mmHg. El gradiente
osmótico entre la solución de colágeno interna y la solución de
colágeno externa en combinación causa una concentración y deposición
simultánea del colágeno a lo largo del lumen de la pared de la capa
estructural interna. Se deja que ocurra la deposición de DFC
durante un tiempo, preferiblemente de entre 10 minutos a 6 horas,
más preferiblemente de entre 10 minutos a 60 minutos, mejor aún
alrededor de 30 minutos. Una deposición de 10 minutos producirá un
revestimiento de DFC de alrededor de entre 15 a 20 \mum; una
deposición de 30 minutos, alrededor de entre 40 a 50 \mum. Un
tiempo de deposición más largo producirá un revestimiento de DFC más
grueso. El tubo es luego sacado del baño de PEG, limpiado con PBS y
el lumen de la construcción es mantenido mientras que la prótesis se
deja secar. Un medio para mantener el lumen es insertar dentro del
lumen un segundo mandril con un diámetro más pequeño que el
primero. Un medio preferido para mantener un lumen es provocar o
introducir aire dentro de la construcción. Luego la prótesis se
deja secar. El tubo posteriormente es rehidratado con una solución
salina tamponada con fosfato isotónico (PBS). Este proceso permite
a la capa de colágeno depositada rellenar las irregularidades leves
de la capa estructural intestinal, resultando de este modo una capa
que tiene una superficie suave y un grosor uniforme aproximado. El
procedimiento también facilita la unión del gel de colágeno con la
capa de colágeno intestinal. Una capa de colágeno de grosor y
densidad variables puede ser producida simplemente cambiando las
condiciones de deposición, tales como: la concentración o pH de la
solución de colágeno, la concentración o pH de la solución de PEG,
el tiempo o la temperatura. Los cambios de parámetros pueden ser
fácilmente determinados por los expertos en el campo de los
colágenos. Los mismos procedimientos pueden ser utilizados para
aplicar el colágeno a la superficie externa del ICL para crear una
prótesis de tres capas.
Para unir juntas las capas de ICL y DFC, la
prótesis es hidratada y deshidratada al menos durante dos ciclos de
hidratación y deshidratación. La hidratación es preferiblemente con
un agente de hidratación tal como, indistintamente, agua o una
solución salina tamponada con fosfato isotónico (PBS) con un pH
neutro. La deshidratación es realizada al exponer la prótesis al
aire, preferiblemente insuflando aire bajo condiciones asépticas
tales como en el flujo de aire entrante de una cabina de flujo
laminar y dejada secar durante alrededor de 18 \pm 2 horas en la
cabina a temperatura ambiente, aproximadamente a 20ºC en condiciones
de humedad del ambiente o menos. La deshidratación puede también
realizarse por medio de un disolvente, tal como etanol, acetona o
isopropanol.
La prótesis es químicamente enlazada o
entrecruzada utilizando un agente de enlace químico. Un agente de
enlace preferido es EDC en agua, en una concentración entre
alrededor de 0.1mM a 100mM, más preferiblemente en una
concentración entre alrededor de 1.0 mM a 10 mM, la más preferida es
una concentración entre alrededor de 0.1 mM a 1 mM. El agente de
enlace más preferido es 1mM de EDC en agua. EDC es hidrocloruro de
1-[3-(dimetilamino)propil]-3-etilcarbodiimida.
Además del EDC, otros carbodiimidas y sus complementos tales como
las colas basadas en fibrina o adhesivos de grado médico tales como
cianocrilatos, poliuretano, acetatos de vinilo o poliepoxi pueden
ser utilizados como enlazadores. Agua, solución salina tamponada
con fosfato, o tampón de ácido etanosulfónico
2-[N-morfolino] (MES) pueden ser utilizados para
disolver el enlazador. Los tubos de ICL hidratados son luego
transferidos a un recipiente tal como un tubo de ensayo o probeta,
o una bandeja poco profunda (bandeja de cultivo) y el agente de
enlace es cuidadosamente trasvasado a la bandeja asegurándose que
ambas capas sean cubiertas y floten libremente y que no haya dentro
de los tubos ninguna burbuja de aire. Se cubre la bandeja y se deja
reposar durante alrededor de 18 \pm 2 horas en una campana de
extracción, transcurrido este tiempo la solución de enlace esta
decantada y dispuesta. Después del enlace, los tubos son enjuagados
o lavados. Los tubos de ICL son enjuagados tres veces con agua
esterilizada en un tubo de ensayo o probeta, o bandeja durante unos
cinco minutos por enjuague.
Las prótesis son luego químicamente
esterilizadas utilizando un esterilizante químico en fase líquida o
de vapor. Las construcciones son esterilizadas en una solución de
ácido paracético diluido, tal como se describe en la Patente de
Estados Unidos No. 5.460.962. Otros sistemas de esterilización para
utilizar con colágenos son conocidos en la técnica y pueden ser
utilizados. En el método preferido y en los ejemplos que siguen, el
ICL fue desinfectado con una solución de ácido paracético al 0,1% y
guardado o almacenado hasta su uso a 4ºC. Si los residuos
esterilizantes permanecen después del contacto con el esterilizante,
las construcciones son enjuagadas o lavadas. Los tubos de ICL son
enjuagados tres veces en una bandeja o tubo de ensayo o probeta con
agua esterilizada durante aproximadamente 15 minutos por
enjuague.
Los vasos pueden convertirse en no trombogénicos
aplicando heparina al lumen del tubo formado. La heparina puede
aplicarse a la prótesis mediante diferentes técnicas muy conocidas.
Como ilustración, la heparina puede aplicarse a la prótesis de las
tres maneras siguientes. En primer lugar, se aplica una disolución
de heparina benzalconio (BA-Hep) en alcohol
isopropílico a la prótesis rellenando verticalmente el lumen o
sumergiendo la prótesis en la disolución y secándola al aire. Este
procedimiento trata el colágeno con un complejo
BA-Hep unido iónicamente. En segundo lugar, puede
utilizarse EDC para activar la heparina y luego para unir
covalentemente la heparina a la fibra de colágeno. En tercer lugar,
puede utilizarse EDC para activar el colágeno, unir covalentemente
protamina al colágeno y unir iónicamente heparina a la protamina.
También podrían utilizarse muchos otros procedimientos de
recubrimiento, unión y enlace muy conocidos en la técnica. Cuando se
completa fabricación de las construcciones, estas se colocan en
contenedores estériles hasta su utilización o uso.
Las construcciones se esterilizan finalmente
utilizando medios conocidos en la técnica de la esterilización de
dispositivos médicos. Un método preferido para la esterilización es
poner en contacto las construcciones con tratamiento de ácido
peracético (PA) al 0,1% estéril neutralizado con una cantidad
suficiente de hidróxido de sodio (NaOH) 10 N, según la Patente de
EEUU No. 5.460.962. La descontaminación se realiza en un contenedor
en una plataforma agitadora, tal como contenedores Nalge de 1 L,
durante 18 \pm 2 horas. Las construcciones se lavan poniéndolas
en contacto con tres volúmenes de agua estéril durante 10 minutos
cada lavado.
Las prótesis tubulares pueden utilizarse, por
ejemplo, para reemplazar secciones transversales de órganos
tubulares tales como vasculatura, esófago, traquea, intestino y
trompas de falopio. Estos órganos tienen una forma básica tubular
con una superficie exterior y una superficie interior luminal.
También pueden utilizarse láminas planas para el soporte de
órganos, por ejemplo, para soportar órganos prolapsados o
hipermóviles utilizando la lámina como un cabestrillo para los
órganos, tales como vejiga o útero. Además, las láminas planas y las
estructuras tubulares pueden formarse juntas para formar una
estructura compleja para reemplazar o aumentar las válvulas
cardiacas o venosas.
Las prótesis de injerto obtenidas por
bioingeniería de la invención pueden utilizarse para reparar o
reemplazar estructuras corporales que se han dañado o enfermas en
el tejido anfitrión. A la vez que funciona como una parte o soporte
corporal sustitutivo, la prótesis también funciona como un armazón
de matriz biorremodelable para el crecimiento de células
anfitrionas hacia el interior del tejido receptor.
"Biorremodelado" se utiliza en la presente memoria para
significar la producción de colágeno estructural, vascularización y
repoblación celular mediante el crecimiento de células anfitrionas
hacia el interior del tejido receptor a una velocidad funcional
igual aproximadamente a la velocidad de biodegradación, reformado y
reemplazo de los componentes de la matriz de la prótesis implantada
por las células y enzimas del anfitrión. La prótesis de injerto
retiene sus características estructurales mientras que se remodela
por el anfitrión completamente, o sustancialmente, en tejido del
anfitrión y como tal es funcional como un análogo del tejido que
repara o al que reemplaza.
La temperatura de contracción (ºC) de la
prótesis de matriz tisular es un indicador del grado de
entrecruzamiento de la matriz. Cuanto más alta sea la temperatura
de contracción más entrecruzado está el material. La ICL no
entrecruzada tiene una temperatura de contracción de entre 68 \pm
0,3ºC. En la realización preferida, las prótesis entrecruzadas con
EDC deberían tener una temperatura de contracción entre 68 \pm
0,3ºC y 75 \pm 1ºC.
Las propiedades mecánicas incluyen la integridad
mecánica de manera que la prótesis resista la fluencia durante el
biorremodelado y adicionalmente es flexible y suturable. El término
"flexible" significa buenas propiedades de manejo para
facilitar el uso en la clínica.
El término "suturable" significa que las
propiedades mecánicas de la capa incluyen la retención de la sutura
que permite que las agujas y los materiales de sutura atraviesen el
material de la prótesis en el momento de la sutura de la prótesis a
secciones del tejido nativo, un proceso conocido como anastomosis.
Durante la sutura, dichas prótesis no deben romperse como resultado
de las fuerzas de tensión aplicadas en ellas por la sutura, ni
deben romperse cuando se anuda la sutura. La suturabilidad de las
prótesis, es decir, la capacidad de las prótesis para resistir la
rotura cuando se suturan, está relacionada con la fuerza mecánica
intrínseca del material de la prótesis, el espesor del injerto, la
tensión aplicada a la sutura y la velocidad con la que el nudo se
cierra. La retención de la sutura para una prótesis tubular de 2
capas entrecruzada en 1 mM EDC en agua es entre 3,9 N \pm 0,9 N.
La fuerza más baja de la retención de la sutura preferida es
aproximadamente 2 N para una prótesis plana entrecruzada de 2
capas; la fuerza de anudado de un cirujano cuando sutura es
aproximadamente 1,8 N.
Tal y como se utiliza en la presente memoria, el
término "anti-fluencia" significa que las
propiedades biomecánicas de la prótesis imparten durabilidad de
manera que la prótesis no se alargue, distienda o expanda más allá
de los límites normales después del implante. Como se describe más
adelante, la extensión total de la prótesis implantada de esta
invención está dentro de los límites aceptables. La prótesis de esta
invención adquiere una resistencia al alargamiento como función del
biorremodelado celular posterior al implante por el reemplazo del
colágeno estructural por las células anfitrionas a una velocidad
mayor que la pérdida de fuerza mecánica de los materiales
implantados debida a la biodegradación y remodelado.
El material tisular procesado de la presente
invención es "semipermeable", incluso si se ha hecho capas y
unido. La semipermeabilidad permite el crecimiento de células
anfitrionas hacia el interior del tejido receptor para el
remodelado o para la deposición de agentes y componentes que
afectarán la capacidad de biorremodelación, crecimiento celular
hacia el interior del tejido receptor, prevención o estimulación de
la adhesión o flujo sanguíneo. La cualidad "no porosa" de la
prótesis previene el paso de fluidos que quieren retenerse mediante
el implante de la prótesis. A la inversa, los poros pueden formarse
en la prótesis si se requiere una cualidad porosa o perforada para
una aplicación de la prótesis.
En algunas realizaciones, después de que la ICL
se vuelve a conformar en una construcción para la reparación o
reemplazo tisular y tiene la capa de colágeno fibrilar denso
depositada en él, puede poblarse con células para formar una
construcción tisular celular que comprende capas unidas de ICL y
células cultivadas. Las construcciones tisulares celulares pueden
formarse para mimetizar los órganos que van a reparar o
reemplazar.
Los cultivos celulares se establecen a partir de
fuentes de tejidos de mamíferos disociando el tejido o por el
método del explante. Los cultivos primarios se establecen y se
conservan en frío en bancos de células principales de los que
partes del banco se descongelan, siembran y subcultivan para
aumentar el número de células. Para poblar una construcción de ICL
acelular con células, la construcción se pone en una placa o matraz
de cultivo y se pone en contacto por inmersión con medio que
contiene células suspendidas. Como el colágeno es una sustancia
natural para la adhesión celular, las células se unen a la
construcción de ICL y proliferan sobre y dentro de la matriz
colagenosa de la construcción.
Los tipos de células preferidos para utilizarse
en esta invención se obtienen a partir del mesénquima. Los tipos de
células más preferidos son fibroblastos, células del estroma y otras
células de tejido conectivo de soporte o fibroblastos dérmicos
humanos. Las cepas de células de fibroblastos humanos pueden
obtenerse de varias fuentes, incluyendo, pero sin estar limitadas
a, prepucio neonatal, dermis, tendón, pulmón, cordones umbilicales,
cartílago, uretra, estroma de la córnea, mucosa oral e intestino.
Las células humanas pueden incluir pero no necesitan estar
limitadas a: fibroblastos, células de músculo liso, condrocitos y
otras células de tejido conectivo de origen mesenquimal. Se
prefiere, pero no se requiere, que el origen de la célula que
produce la matriz utilizada en la producción de una construcción de
tejido se obtenga a partir de un tipo de tejido al que debe
parecerse o mimetizarse después de emplear los métodos de cultivo de
la invención. Por ejemplo, una construcción de lámina de múltiples
capas se cultiva con fibroblastos para formar una construcción de
tejido conectivo vivo; o mioblastos, para una construcción de
músculo esquelético. Puede utilizarse más de un tipo de célula para
poblar una construcción de ICL, por ejemplo, una construcción de ICL
tubular puede cultivarse en primer lugar con células de músculo
liso y después el lumen de la construcción poblado con el primer
tipo de células se cultiva con células endoteliales vasculares como
segundo tipo de células para formar un dispositivo de reemplazo
celular vascular. De manera similar, una prótesis de parche de la
pared de la vejiga urinaria se prepara de manera similar en
construcciones de lámina de ICL de múltiples capas utilizando
células de músculo liso como primer tipo de células y células
endoteliales urinarias como segundo tipo de células. Los donantes
de células pueden variar en el desarrollo y la edad. Las células
pueden obtenerse a partir de tejidos donantes de embriones,
neonatos o individuos de más edad incluyendo adultos. Las células
progenitoras embrionarias tales como células madre mesenquimales
pueden utilizarse en la invención y se inducen para diferenciarse y
convertirse en el tejido deseado.
Aunque se prefieren las células humanas para
utilizarse en la invención, las células que se van a utilizar en el
método de la invención no están limitadas a células de fuentes
humanas. Pueden utilizarse células de otras especies de mamíferos
incluyendo, pero sin limitarse a, fuentes equina, canina, porcina,
bovina, ovina y murina. Además, también pueden utilizarse en esta
invención, células modificadas por ingeniería genética
transfectadas espontáneamente, químicamente o viralmente. Para las
realizaciones que incorporan más de un tipo de células, pueden
utilizarse mezclas de células normales y modificadas genéticamente o
transfectadas y pueden utilizarse mezclas de células de dos o más
especies o fuentes de tejido, o ambas.
Pueden utilizarse células recombinantes o
modificadas por ingeniería genética en la producción de la
construcción de la matriz celular para crear una construcción de
tejido que actúe como un injerto de administración de fármaco para
un paciente que necesite unos niveles incrementados de productos
celulares naturales o tratamiento con un agente terapéutico. Las
células pueden producir y administrar al paciente a través del
injerto productos celulares recombinantes, factores de crecimiento,
hormonas, péptidos o proteínas durante una cantidad continuada de
tiempo o como se necesite cuando esté indicado biológicamente,
químicamente o termalmente debido a las condiciones presentes en el
paciente. Las células también pueden modificarse por ingeniería
genética para expresar proteínas o diferentes tipos de componentes
de la matriz extracelular que son bien "normales" pero
expresados a niveles altos o modificados de alguna manera para hacer
un dispositivo de injerto que comprende matriz extracelular y
células vivas que es ventajoso terapéuticamente para mejorar la
cicatrización de heridas, neovascularización facilitada o dirigida.
Estos procedimientos se conocen generalmente en la técnica y están
descritos en Sambrook et al, Molecular Cloning, A
Laboratory Manual, Cold Spring Harbor Press, Cold Spring
Harbor, NY (1989). Todos los tipos de células mencionados
anteriormente pueden utilizarse en esta invención para la
producción de una construcción tisular celular formada a partir de
una construcción acelular formada a partir de capas de ICL
unidas.
Los ejemplos siguientes se proporcionan para
explicar mejor la práctica de la presente invención y no deberían
interpretarse de ninguna manera como límite del alcance de la
presente invención. Se apreciará que el diseño del dispositivo en
su composición, forma y espesor debe seleccionarse dependiendo de la
indicación final para la construcción. Los expertos en la técnica
reconocerán que pueden hacerse varias modificaciones a los métodos
descritos aquí, sin salirse del alcance de la presente
invención.
El intestino delgado de un cerdo se recogió y se
limpió mecánicamente utilizando una máquina limpiadora de intestino
Bitterling (Nottingham, UK) que elimina enérgicamente las capas de
grasa, músculo y mucosales de la túnica submucosa utilizando una
combinación de acción mecánica y lavado utilizando agua. La acción
mecánica puede describirse como una serie de rodillos que comprimen
y arrancan las capas sucesivas de la túnica submucosa cuando el
intestino intacto pasa entre ellos. La túnica submucosa del
intestino delgado es comparativamente más dura y rígida que el
tejido circundante y los rodillos estrujan los componentes más
blandos eliminándolos de la submucosa. El resultado de la limpieza
de la máquina fue tal que sólo permaneció la capa submucosal del
intestino. El resto del procedimiento se realizó en condiciones
asépticas y a temperatura ambiente. Las disoluciones químicas se
utilizaron todas a temperatura ambiente. El intestino se cortó
entonces a lo largo hasta el lumen y después se cortó en secciones
de 15 cm. El material se pesó y se puso en contenedores en una
proporción de aproximadamente 100:1 v/v de disolución respecto al
material intestinal.
A. A cada contenedor que contiene intestino se
añadió aproximadamente 1 L de disolución de
etilendiaminotetraacético sal tetrasodio (EDTA) 100 mM /disolución
de hidróxido de sodio (NaOH) 10 mM esterilizada con un filtro de
0,22 \mum (micrómetros). Los contenedores se pusieron en una mesa
agitadora durante aproximadamente 18 horas a aproximadamente 200
rpm. Después de agitar, la disolución EDTA/NaOH se eliminó de cada
botella.
B. A cada contenedor se añadió aproximadamente 1
L de disolución de ácido clorhídrico (HCl) 1 M/disolución de
cloruro de sodio (NaCl) 1 M esterilizada con un filtro de 0,22
\mum. Los contenedores se pusieron en una mesa agitadora durante
entre aproximadamente 6 y 8 horas a aproximadamente 200 rpm. Después
de agitar, la disolución HCl/NaCl se eliminó de cada
contenedor.
C. A cada contenedor se añadió aproximadamente 1
L de disolución de cloruro de sodio (NaCl) 1 M/disolución salina
tamponada con fosfato (PBS) 10 mM esterilizada con un filtro de 0,22
\mum. Los contenedores se pusieron en una mesa agitadora durante
aproximadamente 18 horas a 200 rpm. Después de agitar, la disolución
NaCl/PBS se eliminó de cada contenedor.
D. A cada contenedor se añadió aproximadamente 1
L de disolución de PBS 10 mM esterilizada con un filtro de 0,22
\mum. Los contenedores se pusieron en una mesa agitadora durante
aproximadamente dos horas a 200 rpm. Después de agitar, la
disolución salina tamponada con fosfato se eliminó de cada
contenedor.
E. Finalmente, a cada contenedor se añadió
aproximadamente 1 L de agua esterilizada con un filtro de 0,22
\mum. Los contenedores se pusieron en una mesa agitadora durante
aproximadamente una hora a 200 rpm. Después de agitar, el agua se
eliminó de cada contenedor.
Las muestras tratadas se cortaron y se fijaron
para análisis histológicos. La tinción con hemotoxilina y eosina (H
y E) y tricrómico de Masson se realizó tanto en las muestras de
sección transversal como longitudinal de los tejidos control y de
los tratados. Las muestras de tejidos tratadas aparecieron sin
células ni restos celulares mientras que las muestras control no
tratadas aparecieron como era normal y esperado con muchas
células.
\vskip1.000000\baselineskip
Se compararon otros métodos para desinfectar y
esterilizar tejidos colagenosos descritos en la Patente de EEUU No.
5.460.962 de Kemp con métodos similares descritos por Cook, et
al. en la solicitud PCT Internacional WO 98/22158. Se hicieron
los ejemplos 1,2 y 3, de Kemp, además de un método con ácido
peracético no tamponado.
Se recogieron los intestinos delgados de 4
cerdos grandes. Los intestinos se obtuvieron, se eliminó la capa
mesentérica exterior y los intestinos se limpiaron con agua.
El estudio incluyó siete condiciones: la
Condición A se realizó según la descripción del Ejemplo 1 en Cook
et al. en la Solicitud PCT Internacional WO 98/22158. La
Condición B fue una variación de A respecto a que el material
intestinal se limpió mecánicamente antes de emplear el tratamiento
químico descrito. Las Condiciones C, D y E se realizaron según los
métodos de los Ejemplos 1, 2 y 3 de la Patente de EEUU No. 5.460.962
de Kemp. En todas las condiciones, se utiliza una proporción de
diez a uno de disolución a material, esto es, 100 g de material
tisular se trata con 1 L de disolución.
A. Se puso material de cada uno de los 4
intestinos en botellas separadas que contienen un litro de
disolución de ácido peracético al 0,2% en etanol al 5% (pH 2,56) y
se agitó en una plataforma agitadora. Después de dos horas de
agitación, la condición A se limpió mecánicamente en la máquina
limpiadora de intestinos Bitterling.
Para las otras seis condiciones, B a G, el
intestino se limpió mecánicamente utilizando la máquina limpiadora
de intestinos Bitterling antes del tratamiento químico. Después de
la limpieza mecánica, se pusieron piezas representativas de los 4
intestinos en botellas que contienen disolución para el tratamiento
químico. Las botellas se agitaron 18 \pm 2 horas en una
plataforma. Las seis condiciones restantes, B a G, fueron como
sigue:
B. Una disolución de un litro de ácido
peracético al 0,2% en etanol al 5% (pH 2,56).
C. Una disolución de un litro de ácido
peracético al 0,1% en disolución salina tamponada con fosfato (pH
7,2).
D. Una disolución de un litro de ácido
peracético al 0,1% y cloruro de sodio 1M (NaCl) (pH 7,2).
E. Una disolución de un litro de ácido
peracético al 0,1% y 1M NaCl (pH 2,9).
F. Una disolución de un litro de disoluciones de
"limpieza química" como se ha mencionado anteriormente en el
Ejemplo 1.
G. Una disolución de un litro de ácido
peracético al 0,1% en agua desionizada, tamponada a pH 7,0.
Después de los tratamientos químicos y
mecánicos, todas las condiciones se lavaron durante un total de 4
veces con agua purificada esterilizada por filtración. El material
tratado mecánicamente y químicamente se tiñó groseramente para
examinar los restos celulares con hematoxilina de Mayer. La
evaluación morfológica incluyó técnicas de tinción de Hematoxilina
y Eosina, Tricrómico de Masson y Rojo de Alizarina. Los resultados
histológicos de los diferentes tratamientos muestran que el método
de la condición A rindió un material del que fue difícil eliminar
las capas mucosales en Bitterling después del tratamiento químico.
El material se tuvo que someter a Bitterling aproximadamente
10-12 veces más. El material estaba muy hinchado al
principio y tenía una cantidad significativamente grande de restos
celulares en la superficie y en la vasculatura del material. El
método de la condición B también estaba muy hinchado y también
demostró una cantidad significativamente grande de restos celulares
en la superficie y en la vasculatura del material. Los métodos de
las condiciones C y D rindieron un material no hinchado que tenía
restos celulares mínimos en la vasculatura. La condición E rindió un
material que estaba ligeramente hinchado y que contenía restos
celulares mínimos en la vasculatura.
Se utilizó un kit de aislamiento de ADN/ARN
(Amersham Life Sciences) para cuantificar el ADN/ARN residual
contenido en los tejidos limpiados. Los resultados se resumen en la
Tabla 1.
Los análisis morfológicos se correlacionan con
la cuantificación de ADN/ARN para mostrar que los regímenes de
limpieza de las condiciones A y B resultan en una matriz tisular
colagenosa que todavía tiene un alto contenido celular y que
contiene ADN residual como resultado de esto. Los métodos de
limpieza de Kemp son mucho más eficaces para eliminar las células y
restos celulares de las matrices tisulares colagenosas. Finalmente,
el método de limpieza química de la Condición F, descrito en la
Solicitud PCT Internacional No. WO 98/49969 de Abraham, et
al. y mostrado en el Ejemplo 1 anterior, elimina todas las
células y restos celulares y su ADN/ARN hasta un nivel indetectable
por estos métodos.
\vskip1.000000\baselineskip
En el campo estéril de una cabina de flujo
laminar, la ICL se conformó en tubos de ICL de colágeno por el
proceso siguiente. Las etiquetas linfáticas se recortan de la
superficie serosal de la ICL. La ICL se secó con toallitas
absorbentes estériles para absorber el exceso de agua del material y
se pulverizó en una lámina de policarbonato porosa y se dejó secar
en el flujo de aire entrante de la cabina de flujo laminar. Una vez
seca, la ICL se cortó en piezas de 28,5 mm x 10 cm para un injerto
de 2 capas con aproximadamente un 10% de superposición. Para
proporcionar un soporte para la ICL en la formación de los tubos, se
cubrió un mandril cilíndrico de acero inoxidable con un diámetro de
aproximadamente 4 mm con KRATON®, un material de manguito elástico
que facilita la separación del tubo de colágeno formado del mandril
y no se adhiere ni reacciona con la ICL. El borde largo de la ICL
se humedeció con agua estéril y se adhirió al mandril y se dejó
secar durante aproximadamente 15 minutos para formar una
"marca". Una vez adherida, la ICL se enrolló alrededor del
mandril y sobre sí misma una vuelta completa. Después de terminar el
enrollamiento, se eliminaron las burbujas de aire, plegamientos y
arrugas de debajo del material y entre las capas. Las construcciones
enrolladas (en los mandriles) se dejaron secar en el flujo de aire
de la cabina de flujo laminar durante aproximadamente una hora en
la cabina a temperatura ambiente, aproximadamente 20ºC. El tubo de
ICL formado y el Kraton fueron quitados juntos del mandril y el
tubo de ICL fue quitado del Kraton.
Para depositar el colágeno fibrilar denso (DFC)
sobre la superficie luminal del tubo, los dispositivos
antideslizantes (barbs) luer se adjuntan a ambos extremos del tubo
para añadir tuberías para facilitar la entrega de colágeno y de
agente de deposición al interior del tubo. Se añade una solución
ácida de colágeno extractado en ácido acético en aproximadamente
2,5 mg/ml a través de un dispositivo antideslizante (barb) luer
hasta el lumen del tubo, se rellena con la solución de colágeno
bajo la presión estática interna de 120 mmHg o bajo flujo de aire
insuflado durante un tiempo de 10, 30 ó 60 minutos, dependiendo del
grosor deseado para el revestimiento final de DFC. Cuando el aire
es desplazado del interior del tubo por la solución de colágeno, el
segundo extremo es conectado a una rama o brazo del tubo que
abastece de colágeno al primer extremo. El tubo es sumergido en un
baño de polietilenglicol (PEG) circulante N600, de peso molecular
8000, de aproximadamente 500 ml. Luego, a través de los
dispositivos antideslizantes (barbs) luer, los tubos son enjuagados
o lavados con una solución salina tamponada con fosfato para
neutralizar los volúmenes de colágeno, aproximadamente 60 cc, con
presión hidrostática para no dañar el nuevo recubrimiento luminal
depositado de DFC. Entonces el dispositivo antideslizante (barb)
luer es conectado a una fuente de aire estéril filtrado y se seca el
tubo con el flujo del aire bajo la presión estática interna de 120
mmHg durante un tiempo deseado de unas 2 a 3 horas, o hasta alcanzar
aproximadamente la humedad relativa del ambiente. El tubo es
rehidratado en PBS al menos durante una hora y secado de nuevo por
lo menos durante 2 horas a toda la noche (18 \pm 2 horas),
utilizando el mismo método de secado por aire. Posteriormente cada
uno de los tubos es químicamente enlazado con alrededor de 50 ml de
un agente de enlace de 1mM de EDC en agua estéril durante alrededor
de 18 \pm 2 horas. Los tubos son luego enjuagados con tres
volúmenes iguales de agua estéril para eliminar los residuos del
agente de enlace y de los productos de reacción. Posteriormente los
tubos en la fase terminal son esterilizados en una solución de ácido
paracético al 0,1% en agua desionizada, neutralizada de acuerdo al
método Kemp, con un pH de 6,9 a 7,1. Los tubos son luego enjuagados
o lavados en dos volúmenes de agua estéril para eliminar los
residuos de esterilizantes. Finalmente los tubos son colgados
verticalmente y el lumen es rellenado con BA-HEP
durante al menos un minuto, y drenado y dejado secar durante al
menos una hora. Este proceso se repite dos veces para un total de
tres tratamientos con heparina de benzalconio. Posteriormente, las
construcciones de los tubos son empaquetadas o embaladas en tubos
de ensayo estériles de policarbonato, hasta su utilización.
Se midieron varias propiedades mecánicas de una
construcción tubular de ICL de 2 capas formada a partir de una
única lámina de ICL enrollada alrededor de un mandril con una
superposición de 20%, entrecruzada a 1 mM EDC en agua. Se
realizaron ensayos de retención de sutura, rotura, porosidad y
distensibilidad según la "Guidance for the Preparation of
Research and Marketing Applications for Vascular Graft
Prostheses", FDA Draft Document, Agosto 1993. Los análisis de
retención de sutura, rotura y distensibilidad se realizaron
utilizando un sistema de ensayo servohidráulico MTS con el programa
informático TestStar-SX.
Brevemente, el ensayo de retención de sutura
consistió en tirar de una sutura 2,0 mm desde el borde de un
injerto a una proporción constante. Se midió el pico de fuerza
cuando la sutura se desgarró del injerto. La medida media obtenida
estuvo por encima de los límites requeridos lo que indica que la
construcción puede soportar las presiones físicas de sutura en la
clínica.
En el ensayo de rotura, se aplicó presión al
injerto en incrementos de 13,8 kPa (2,0 psi) durante intervalos de
un minuto hasta que el injerto se rompió. Como referencia, la
presión sistólica es aproximadamente 120 mmHg (16,0 kPa) en una
persona normotensiva. La fuerza de rotura obtenida por el ensayo
demostró que la construcción podría soportar presiones de
aproximadamente 7,75 veces la presión sistólica indicando así que la
construcción puede injertarse para indicaciones vasculares y que
soporta el rigor de la circulación sanguínea.
Para el ensayo de distensibilidad, el injerto se
llevó a 80 y 120 mmHg sucesivamente. El diámetro del injerto se
midió a cada presión utilizando programas informáticos de análisis
por imagen y la distensibilidad se calculó como
(D_{120}-D_{80})/(D_{80} x 40 mmHg) x 100%. La
distensibilidad de una arteria carótida de conejo es
aproximadamente 0,07%/mmHg, de arteria humana es aproximadamente
0,06%/mmHg y de vena humana es aproximadamente 0,02%/mmHg, lo que
indica que la construcción presenta la distensibilidad requerida
para servir como un injerto vascular.
Para medir la porosidad, se aplicó PBS bajo
presión hidrostática de 120 mmHg al injerto. El volumen de PBS que
permeó a través del injerto durante un periodo de 72 horas se
normalizó con el tiempo y el área superficial del injerto para
calcular la porosidad.
La temperatura de contracción se utilizó para
evaluar el grado de entrecruzamiento en un material colagenoso.
Cuanto más entrecruzado esté un injerto, mayor energía se requiere
para desnaturalizarlo, y por lo tanto mayor temperatura de
contracción. Se utilizó un calorímetro diferencial de barrido para
medir el flujo de calor a y desde una muestra bajo condiciones
termales controladas. La temperatura de contracción se definió como
la temperatura de inicio del pico de desnaturalización en la gráfica
temperatura-energía.
La retención de sutura está muy por encima de 2
N sugerida para suturar una prótesis en lugar. La fuerza de rotura
medida estaba siete veces por encima de la presión sistólica. La
distensibilidad estaba en el intervalo de las arterias y venas
humanas. La porosidad del tubo de ICL era baja comparada con un
injerto de tejido y no requería precoagulación. La temperatura de
contracción era próxima a la de ICL no entrecruzada lo que indica
una baja cantidad de entrecruzamiento
Las construcciones de ICL envueltas en dos capas
unidas con EDC de 1mM en agua desionizada y teniendo la cara
mucosal del ICL como la superficie luminal revestida con DFC fueron
preparadas. Se probaron dos capas delgadas de DFC: una deposición
de 10 minutos que tiene una capa de DFC de aproximadamente 15 a 20
\mum y una deposición que tiene una capa de DFC de grosor de
aproximadamente 40 a 50 \mum. Los injertos fueron utilizados como
un injerto de sustitución de carótida en un modelo de conejo.
Los conejos blancos de Nueva Zelanda pesaban
aproximadamente entre 2 a 2,5 Kg justo antes de operar y la
anestesia fue inducida utilizando hidrocloruro de ketamina (30 a 60
mg/kg) y Xilazina (3 a 6 mg/kg) inyectado subcutáneamente. Se
mantuvo la anestesia con Ketamina al 50% de dosis de inducción. La
zona quirúrgica fue esquilada, preparada y cubierta para mantener la
esterilidad de la zona. Se administró Baytril (10 mg/kg) por vía
intramuscular en el preoperatorio y se mantuvo caliente a los
animales durante la operación mediante una almohadilla eléctrica o
de calor. A través de una incisión cervical oblicua derecha, la vena
yugular fue movilizada, ligada y dividida para acceder a la arteria
carótida. Siguiendo a la movilización completa de la artería
carótida derecha y previo al pinzamiento arterial, se administró
heparina (200 IU/kg) por vía intravenosa. Posteriormente se
colocaron pinzas arteriales atraumáticas de manera proximal y distal
a los puntos de la arteriotomía para ocluir el flujo y se realizó
la arteriotomía proximal. Una anastomosis
termino-lateral proximal de la artería a injertar
fue realizada utilizando suturas Ethilon 10-0.
Después de un rápido enjuague o lavado del injerto, se realizó la
anastomosis de una manera similar. El segmento de la arteria
carótida entre la anastomosis fue extirpada dejando un injerto de
interposición de 3 a 4 cm de largo. El flujo de la arteria fue
restablecido y se realizó el cierre en capas utilizando Vicryl
3-0 para la fascia y Ethilon 4-0
para la piel. Inmediatamente después de la operación, los animales
fueron alojados individualmente y observados cada 15 minutos hasta
que se mantuvo el decúbito esternal. Todas las heridas quirúrgicas
fueron revisadas al menos una vez al día por si hubiera algún signo
de complicación. Cualquier acción correctiva necesaria fue realizada
y anotada en el expediente.
Antes del sacrificio, se realizó un examen
físico general para evaluar el peso corporal y las condiciones
generales de los animales. Se tomó el pulso del injerto mediante
palpación y se calculó la circulación periférica. Se indujo la
anestesia tal como se hizo para la implantación. La incisión previa
fue abierta de nuevo. Después de que el injerto fue movilizado, se
administró heparina tal como se describió anteriormente. La carótida
proximal fue canulada y el animal fue sacrificado con Pentobarbital
(100 mg/kg) administrado por vía intravenosa. Inmediatamente
después del sacrificio o eutanasia, el injerto fue lavado o
enjuagado con una solución de sal equilibrada de Hank con presión
fisiológica (80 mmHg) in situ. Para ser analizados
histológicamente, los segmentos del injerto fueron fijados con una
solución McDowell-Trump a la misma presión durante
30 a 60 minutos. El análisis de las propiedades mecánicas y la
receptividad fisiológica fueron realizados utilizando explantes
que no han sido fijados. Los injertos fueron extirpados con una
manipulación mínima para evitar quitar tejido periadventicial. Se
realizó un examen de necropsia y cualquier lesión o tejido anómalo
fue puesto en formalina neutra para análisis.
Todas las prótesis de injerto vascular con una
capa de DFC de aproximadamente 40 a 50 \mum de grosor eran
evidentes (n = 20). Las prótesis que tenían una capa de DFC de
aproximadamente 10 a 20 \mum de grosor fueron evidentes al 50%
(n = 4). La histología por tinción de hematoxilina y eosina y por
inmunohistoquínica mostraba una disminución suave de músculos y la
migración de células vasculares endoteliales en y a lo largo de los
explantes evidentes. Estos resultados demuestran que las
construcciones vasculares fueron capaces de ser biorremodeladas por
células anfitrionas mientras que sirven a una prótesis vascular.
Aunque la anterior invención ha sido descrita en
algunos detalles por medio de ilustraciones y ejemplos con fines de
esclarecimiento y entendimiento, será obvio para cualquier experto
en la técnica que ciertos cambios y modificaciones pueden ser
practicadas dentro del alcance de las reivindicaciones adjuntas.
Claims (6)
1. Una prótesis tubular biorremodelable que
comprende una primera capa de matriz tisular procesada formada
dentro de un tubo que tiene una superficie luminal y una superficie
abluminal, en donde la matriz tisular procesada está
sustancialmente libre de componentes de matriz extracelular
no-colagenosa y comprende telopéptido de colágeno,
y una segunda capa de colágeno fibrilar denso en la superficie
luminal de la primera capa.
2. La prótesis tubular biorremodelable de la
reivindicación 1 en la que los bordes opuestos de la capa se
superponen para formar una región de unión entre el 5% y 20% de la
circunferencia del tubo.
3. La prótesis tubular biorremodelable de las
reivindicaciones 1 y 2 en la que la matriz tisular procesada se
obtiene a partir de la túnica submucosa del intestino delgado.
4. La prótesis tubular biorremodelable de las
reivindicaciones 1 y 2 en la que la región de unión está
entrecruzada con EDC.
5. Un método para producir una construcción en
tubo prostética biorremodelable que comprende dos capas de matriz
tisular procesada, en el que la matriz tisular procesada está
sustancialmente libre de componentes de matriz extracelular
no-colagenosa y comprende telopéptido de colágeno, y
en el que el método comprende:
a) marcar la matriz tisular procesada alrededor
de un mandril cubierto con un manguito hidratando un borde de la
matriz tisular procesada y poniendo en contacto el mandril
recubierto con un manguito con el borde hidratado de la matriz
tisular procesada;
b) secar la matriz tisular procesada en el
mandril recubierto con un manguito;
c) rehidratar la matriz tisular procesada con un
agente de hidratación para formar la matriz tisular procesada
hidratada;
d) girar el mandril dos veces para enrollar la
matriz tisular procesada hidratada para formar dos capas hidratadas
enrolladas de matriz tisular procesada;
e) deshidratar las capas de la matriz tisular
procesada; y
f) quitar la matriz tisular procesada del
mandril;
g) poner en contacto la matriz tisular procesada
con un agente de entrecruzamiento para entrecruzar el colágeno;
h) depositar una capa de colágeno fibrilar denso
sobre la superficie luminal del tubo.
6. Una prótesis tubular biorremodelable para
reemplazar una porción o parte dañada o afectada de vasculatura,
comprendiendo dicha prótesis tubular biorremodelable dos capas de
matriz tisular procesada formadas dentro de un tubo, en el que la
matriz tisular está sustancialmente libre de componentes de matriz
extracelular no-colagenosa y comprende telopéptido
de colágeno, y una capa de colágeno fibrilar denso en la superficie
luminal de la prótesis tubular.
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