ES2655117T3

ES2655117T3 - Métodos y composiciones para el tratamiento de lesiones de la médula espinal con herida abierta y cerrada

Info

Publication number: ES2655117T3
Application number: ES07761270.3T
Authority: ES
Inventors: Robert Langer; Rajiv Saigal; Yang Teng
Original assignee: Childrens Medical Center Corp; Massachusetts Institute of Technology
Current assignee: Childrens Medical Center Corp; Massachusetts Institute of Technology
Priority date: 2006-04-25
Filing date: 2007-04-25
Publication date: 2018-02-16
Anticipated expiration: 2027-04-25
Also published as: CA2650804A1; JP6141351B2; CA2936333A1; US20150297799A1; JP5340917B2; KR101657106B1; US8377463B2; KR20160110532A; AU2007244813B2; KR20150032347A; KR20160027246A; WO2007127790A3; US8858966B2; KR20160084498A; US20160339150A1; US20130129796A1; JP2015134304A; KR101649457B1; KR20140009555A; JP2013154218A

Abstract

Un artículo médico para implantar dentro de la médula espinal de un paciente, que comprende un armazón único poroso que comprende (1) una mezcla 50:50 de poli (ácido láctico-co-glicólico) y (2) un copolímero de bloque de poli (ácido láctico-co-glicólico)-lisina.

Description

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DESCRIPCION

Métodos y composiciones para el tratamiento de lesiones de la médula espinal con herida abierta y cerrada Antecedentes de la invención

Muchas lesiones de la médula espinal (LME -o SCI, por sus siglas en inglés-) son el resultado de la compresión, sin corte, de la médula espinal. El traumatismo de la médula espinal a menudo da como resultado daños en vértebras, nervios y en los vasos sanguíneos. El sangrado, la acumulación de líquido y la inflamación pueden ocurrir dentro de la médula espinal o fuera de la médula espinal, pero dentro del canal vertebral. La presión de la estructura de los huesos y las meninges circundantes puede dañar aún más la médula espinal. Además, el edema del cordón en sí mismo puede acelerar adicionalmente la pérdida de tejido secundario. Existe considerable evidencia de que la lesión mecánica primaria inicia una cascada de mecanismos de lesión secundarios que incluyen acumulación excesiva de neurotransmisores excitatorios; formación de edema; cambios electrolíticos, incluido un aumento de calcio intracelular; producción de radicales libres, especialmente radicales libres de oxidantes; y producción de eicosanoides. Por lo tanto, las SCI se pueden ver como un proceso de dos pasos. La lesión primaria es mecánica, como resultado de un impacto, compresión o algún otro traumatismo de la columna vertebral. La lesión secundaria es celular y bioquímica, en donde las reacciones celulares/moleculares causan la destrucción del tejido. Al interrumpir este segundo proceso y difundir cualquier compresión resultante de la lesión mecánica primaria, así como cualquier edema de la médula, se acelera la curación.

Como se discutió anteriormente, la lesión de la médula espinal implica no solo una lesión tisular inicial, sino también lesiones secundarias devastadoras. Estos eventos patológicos, causados por excitotoxicidad, formación de radicales libres y falta de soporte neurotrófico, incluyen cicatrización glial, inhibición del crecimiento axonal relacionada con la mielina, desmielinización, muerte celular secundaria tal como apoptosis. Por ejemplo, la muerte de oligodendrocitos continúa durante semanas después de muchasLME. Un ambiente antagónico a la regeneración axonal se forma posteriormente. Además de las vías de regeneración dañadas, la hiperexcitabilidad refleja y la espasticidad muscular, existen complicaciones adicionales de la disfunción respiratoria y de la vejiga, por ejemplo. Con el tiempo, la masa muscular se pierde como resultado de la pérdida de inervaciones y el no uso. El resultado final de estos traumatismos de la médula espinal invariablemente es la función perdida, cuyo alcance está determinado por la gravedad de la lesión primaria de la médula espinal y por las lesiones secundarias. Incluso en el caso de la pérdida incompleta de la función motora, los problemas comunes incluyen la postura, la velocidad de marcha reducida, el equilibrio y la marcha anormales, y la falta de suficiente soporte de peso.

La descompresión quirúrgica de la médula espinal a menudo se usa para aliviar cualquier presión del hueso circundante (al retirar las vértebras o discos fracturados o dislocados). Sin embargo, el momento de la descompresión quirúrgica ha sido un tema controvertido. Si bien los estudios en ratas han demostrado que una descompresión temprana reduce la lesión secundaria, los resultados en ensayos clínicos en humanos han sido menos que consistentes. Ha sido difícil determinar una ventana de tiempo para la aplicación efectiva de la intervención quirúrgica de descompresión en el entorno clínico. Además, no hay tecnologías que puedan usarse para controlar eficazmente el aumento de la presión intraparenquimatosa resultante de la LME primaria. La ausencia de dicha tecnología hace que la cirugía de descompresión quirúrgica, en muchos casos, no sea efectiva. La eliminación de estructuras óseas y de tejidos blandos no aborda el problema subyacente de la presión intrínseca secundaria en el sitio de la LME. Por lo tanto, existe la necesidad de proporcionar dispositivos y métodos alternativos para impedir el proceso que causa lesiones secundarias en el sitio de la lesión de la médula espinal primaria. Estos métodos alternativos se pueden usar para complementar los protocolos quirúrgicos de descompresión.

Se ha prestado escasa, si acaso alguna, atención terapéutica a la naturaleza intrínseca de la médula espinal lesionada/comprimida (es decir, la propia médula lesionada/comprimida). Como se mencionó anteriormente, la cirugía de descompresión se dirige a la naturaleza extrínseca de la lesión (es decir, eliminación de hueso o líquido que rodea y causa la lesión) con la esperanza de aliviar las consecuencias de la acumulación de presión dentro del tejido. La lesión secundaria a menudo impedirá la regeneración del nervio y/o el proceso de regeneración nerviosa. En consecuencia, existe una necesidad de dispositivos y métodos que alivien la lesión primaria de la médula espinal de, por ejemplo, destrucción de tejido secundario, formación de edema y un influjo de factores inflamatorios.

Además, es bien sabido que las lesiones penetrantes de la médula espinal (LME -o SCI, por sus siglas en inglés-) son el neurotrauma más mortal que afrontan las personas. Los informes sobre LME de heridas abiertas relacionadas con el combate durante la guerra de Vietnam indican que este tipo de lesiones lleva a una letalidad cercana al 100%. Si bien ha habido avances en la capacidad protectora de los chalecos antibalas, la región del cuello de las personas que usan muchos de los chalecos actuales es a menudo vulnerable a muchas armas de alta velocidad. Más del 90% de las LME se diagnostican inicialmente como "incompletas", en las que la lesión no da como resultado una ruptura completa de la médula espinal. La tecnología que puede proteger el tejido intacto y promover la cicatrización y la reparación endógenas mitigará los déficits funcionales que resultan tanto de las LCE traumáticas penetrantes como de las de contusión. El documento US 2002/137706 A1 divulga un conducto de PLLA o PLGA para regenerar el tejido nervioso. El documento WO 99/18892 A1 describe un implante poroso cilíndrico biodegradable, que comprende un polímero eléctricamente conductor y PLGA.

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Breve resumen de la invención

La invención está definida por las reivindicaciones adjuntas. La descripción que sigue está sujeta a esta limitación. Todos los aspectos y realizaciones que no están cubiertos por las reivindicaciones son simplemente aspectos de la presente descripción y no forman parte de la invención. Ciertas realizaciones de la presente invención están dirigidas a materiales poliméricos biocompatibles que pueden fabricarse en forma de "mini-tubos" o "artículos tubulares". Estos mini-tubos se pueden usar para tratar cualquier LME localizada. En una realización, el mini-tubo se inserta en el epicentro de la lesión, en el que el tubo hueco pasa por el sitio de la lesión. Ver Figura 1. El mini-tubo puede insertarse a través de una incisión quirúrgica hecha rostral o caudal a la lesión a tratar. El mini-tubo crea una nueva interfaz dentro del parénquima medular comprimido. Esta nueva interfaz alivia el sitio de presión y protege el tejido que se ha salvado de lesiones. La presión resultante de la fuerza de compresión ejercida sobre la médula se alivia (1) difundiendo o redirigiendo la fuerza hacia abajo por la superficie del mini-tubo y alejándola del sitio comprimido inicial, y (2) absorbiendo la energía de compresión en el material biocompatible del mini-tubo Ver Figura 1. Además, al proporcionar una estructura entre el sitio lesionado y el tejido circundante (la nueva interfaz), la inflamación puede mitigarse en el área adyacente donde se puede preservar el tejido de la médula residual funcionalmente relevante.

En otra realización, la presente invención se refiere a polímeros biocompatibles fabricados en forma de mini-tubos huecos, o artículos tubulares, que tienen una superficie interna, una superficie exterior y dos extremos opuestos. Los mini-tubos pueden ser fabricados en cualquier forma y tamaño geométricos. Por ejemplo, el tamaño y la forma del mini-tubo pueden variar para proporcionar un alivio más efectivo. Un cilindro delgado y alargado es una configuración posible, pero son posibles otras formas, como tubos rectangulares alargados, esferas, estructuras helicoidales y otras. Se pueden modificar alteraciones adicionales en la configuración, como el número, la orientación y la forma de los mini-tubos, a fin de proporcionar un alivio más efectivo. Por ejemplo, los mini-tubos pueden ser rectangulares, o cualquier otra forma útil, y pueden distribuirse a lo largo y/o alrededor del epicentro de la lesión de la médula espinal. El tamaño variará de acuerdo con la lesión de la médula espinal a tratar. El mini-tubo puede ser más pequeño que, del mismo tamaño que, o más largo que la lesión a tratar. En una realización preferida, el mini-tubo será más largo que la longitud del sitio lesionado. En otra realización preferida, la longitud del mini-tubo a implantar quirúrgicamente será aproximadamente entre 1,2 y 3 veces la longitud del sitio lesionado o lesión que se extiende longitudinalmente a lo largo de la médula espinal. En aún otra realización preferida, el mini-tubo se extenderá más allá de los lados caudal y rostral del sitio lesionado en una distancia de aproximadamente 1/4 de la longitud del sitio lesionado. En una realización preferida, el mini-tubo se extenderá por igual más allá de los lados caudal y rostral del sitio lesionado.

El diámetro del mini-tubo (de superficie exterior a superficie exterior, o "diámetro exterior") puede oscilar entre 0,1 micras y 10 milímetros. En una realización preferida, el diámetro total del mini-tubo (de superficie exterior a superficie exterior) está entre aproximadamente 5 y 200 micras. En otras realizaciones, el diámetro del mini-tubo (de superficie exterior a superficie exterior) está entre aproximadamente 20 y 200 micras, entre aproximadamente 50 y 175 micras, entre aproximadamente 100 y 200 micras, y entre aproximadamente 150 y 300 micras. En otra realización, el diámetro del mini-tubo (de superficie exterior a superficie exterior) está entre aproximadamente 0,5 milímetros y 20 milímetros. En otras realizaciones, el diámetro del mini-tubo (de superficie exterior a superficie exterior) está entre aproximadamente 1 milímetro y 10 milímetros, entre aproximadamente 1 milímetro y 5 milímetros, y entre aproximadamente 1 milímetro y 3 milímetros.

El diámetro del mini-tubo (de superficie interna a superficie interna, o el "diámetro de la cavidad interna") también puede variar de micras a milímetros. En una realización preferida, el diámetro del mini-tubo (diámetro de la cavidad interna) está entre aproximadamente 5 y 200 micras. En otras realizaciones, el diámetro del mini-tubo (cavidad interna) está entre aproximadamente 20 y 200 micras, entre aproximadamente 50 y 175 micras, entre aproximadamente 100 y 200 micras, y entre aproximadamente 150 y 300 micras. En otra realización, el diámetro del mini-tubo (cavidad interna) está entre aproximadamente 0,5 milímetros y 15 milímetros. En otras realizaciones, el diámetro del mini-tubo (cavidad interna) está entre aproximadamente 1 milímetro y 10 milímetros, entre aproximadamente 1 milímetro y 5 milímetros, y entre aproximadamente 1 milímetro y 3 milímetros.

En otra realización de la presente invención, en este documento se describen materiales poliméricos biocompatibles conformables, moldeables. Ventajosamente, el material polimérico puede fabricarse como una masilla. Por "masilla" se entiende que el material tiene una consistencia similar a una masa que es conformable o moldeable. Estos materiales se pueden moldear suficientemente y fácilmente y se pueden conformar en estructuras tridimensionales flexibles o formas complementarias a un sitio objetivo a tratar.

En otra realización más, los materiales poliméricos biocompatibles de la presente invención se pueden fabricar en forma de vendajes o neuroparches moldeables o fácilmente conformables. En una realización, una LME se localiza y el vendaje o neuroparche se conforma a mano para complementar el sitio lesionado (por ejemplo, una médula espinal semi-seccionada). El vendaje conformado a mano se implanta luego en el epicentro de la lesión, de tal manera que el vendaje llena el sitio de la lesión. El vendaje implantado une cualquier brecha formada por la lesión de la médula espinal y funciona como una vía artificial, nutriendo las neuronas que vuelven a crecer, reorganizando las neuritas y ayudando a formar sinapsis funcionales. Esta nueva interfaz de vendaje permite interacciones entre células neuronales endógenas (incluidas las células madre neurales, si se incorporan a la venda) y el entorno de

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implante de polímero libre de moléculas inhibidoras para promover la supervivencia celular. Además, al proporcionar una estructura entre el sitio lesionado y el tejido circundante (la nueva interfaz), la inflamación puede mitigarse en el área adyacente, donde se puede preservar el tejido de la médula residual funcionalmente relevante.

En otra realización, la presente invención se refiere a vendajes poliméricos biocompatibles, que se pueden fabricar/conformar fácilmente en cualquier forma y tamaño, que comprenden un único armazón polimérico que tiene una superficie interna y una superficie exterior. Vea el ejemplo 15. Los vendajes formados pueden ser fabricados en cualquier forma y tamaño geométricos. Por ejemplo, el tamaño y la forma del vendaje pueden variarse para brindar un alivio más efectivo. Una posible configuración es un vendaje delgado y alargado, pero son posibles otras formas, como vendas rectangulares alargadas, esferas, estructuras helicoidales y otras. Las alteraciones adicionales en la configuración, tales como el número, la orientación y la forma de los vendajes pueden variar para proporcionar un alivio más efectivo. Por ejemplo, los vendajes pueden ser rectangulares, o de cualquier otra forma útil, y pueden distribuirse dentro y/o alrededor del epicentro de la lesión de la médula espinal. Además, el vendaje puede tener una superficie texturizada que incluye una pluralidad de poros y/o microranuras en su superficie interna y/o externa. En una realización, los poros tienen diámetros entre aproximadamente 0,5 pm y 4 pm y profundidades de al menos 0,5 |jm. Las microranuras pueden tener anchuras de entre aproximadamente 0,5 pm y 4 pm y profundidades de al menos 0,5 pm. El tamaño del vendaje, y los tamaños y diámetros de sus poros y micro ranuras, variarán de acuerdo con la lesión de la médula espinal a tratar. Los poros y/o microranuras en la superficie interna y/o externa se pueden sembrar con uno o más agentes medicinales, por ejemplo, células madre neuronales humanas para proporcionar reemplazo celular y soporte trófico. En una realización preferida, el vendaje actuará como un relleno (es decir, rellenará la lesión) después de la implantación del vendaje dentro del área lesionada de la médula espinal, por ejemplo. En una realización, la superficie interna del vendaje está al ras con la médula espinal lesionada, es decir, contacta con la lesión, cuando se implanta.

Los polímeros biocompatibles para la fabricación de los mini-tubos y vendajes conformables o artículos de neuroparche descritos en la presente memoria son bien conocidos en la técnica. En una realización preferida, los polímeros biocompatibles son biodegradables (por ejemplo, PLGA). Como se usa en el presente documento, biodegradable y erosionable se usan indistintamente. Los ejemplos de polímeros biocompatibles que son biodegradables incluyen, aunque sin limitación, polímeros hidrófilos biodegradables tales como polisacáridos, polímeros proteínicos, derivados solubles de polisacáridos, derivados solubles de polímeros proteínicos, polipéptidos, poliésteres, poliortoésteres y similares. Los polisacáridos pueden ser poli-1,4-glucanos, por ejemplo, glucógeno de almidón, amilosa y amilopectina, y similares. Preferiblemente, los polímeros hidrófilos biodegradables son derivados solubles en agua de poli-1,4-glucano, que incluyen amilopectina hidrolizada, derivados de hidroxialquilo de amilopectina hidrolizada tales como hidroxietil almidón (hEs), hidroxietil amilasa, dialdehído almidón y similares. Los polímeros proteínicos y sus derivados solubles incluyen polipéptidos sintéticos biodegradables de gelificación, elastina, colágeno alquilado, elastina alquilada y similares. Los polipéptidos sintéticos biodegradables incluyen poli- (N-hidroxialquil)-L-asparagina, poli- (N-hidroxialquil)-L-glutamina, copolímeros de N- hidroxialquil-L-asparagina y N-hidroxialquil-L-glutamina con otros aminoácidos. Los aminoácidos sugeridos incluyen L-alanina, L-lisina, L-fenilalanina, L-leucina, L-valina, L-tirosina, y similares.

Las definiciones o descripción adicional de cualquiera de los términos anteriores son bien conocidas en la técnica y se pueden encontrar haciendo referencia a cualquier texto de referencia de bioquímica estándar tal como "Bioquímica” por Albert L. Lehninger, Worth Publishers, Inc. y "Bioquímica” por Lubert Stryer, W. H. Freeman and Company. Los polímeros hidrófilos biodegradables mencionados anteriormente son particularmente adecuados para los métodos y composiciones de la presente invención debido a su toxicidad humana característicamente baja y su biodegradabilidad prácticamente completa. Por supuesto, se entenderá que el polímero particular utilizado no es crucial y se que puede utilizar una variedad de polímeros hidrófilos biodegradables como consecuencia de los nuevos métodos de procesamiento de la invención.

Las señales eléctricas en forma de potenciales de acción son los medios de señalización de miles de millones de células en el sistema nervioso central. Numerosos estudios han demostrado que esta actividad eléctrica no solo es un medio de comunicación, sino que también es necesaria para el desarrollo normal del sistema nervioso y el refinamiento de los circuitos neuronales funcionales. En el caso de una lesión de la médula espinal, la comunicación de célula a célula puede interrumpirse y los mecanismos del desarrollo neurológico normal implican que la actividad eléctrica debería ser parte de la restauración de las conexiones funcionales. Tal actividad es importante para la supervivencia de las células existentes y la incorporación de cualquier célula trasplantada (como las células madre neurales) a los circuitos en funcionamiento. En una realización de la presente invención, los armazones y mini-tubos de una y dos capas se fabrican a partir de biomateriales sintéticos y son capaces de conducir electricidad y de degradarse naturalmente dentro del cuerpo. En una realización a modo de ejemplo, el único armazón, armazón doble o mini-tubo comprende un polímero biocompatible capaz de conducir electricidad que es un polímero de polipirrol. Polianilina, poliacetilina, poli-p-fenileno, poli-p-fenileno-vinileno, politiofeno y hemosina son ejemplos de otros polímeros biocompatibles que son capaces de conducir electricidad y se pueden usar junto con la presente invención. Otros polímeros conductores erosionables son bien conocidos (por ejemplo, ver Zelikin et al., “Erodible Conducting Polymers for Potential Biomedical Applications” (Polímeros conductores erosionables para aplicaciones biomédicas potenciales), Angew. Chem. Int. Ed. Engl., 2002, 41 (1): 141-144). Cualquiera de los polímeros conductores eléctricos anteriores puede aplicarse o revestirse sobre un artículo maleable o moldeable. El artículo recubierto también se puede usar como un vendaje o neuroparche, como se describe en el presente documento.

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En una realización preferida, el polímero biodegradable y/o bioabsorbible contiene un monómero seleccionado del grupo que consiste en un glicólido, láctido, dioxanona, caprolactona, carbonato de trimetileno, etilenglicol y lisina. Por la terminología "contiene un monómero" se entiende un polímero que se produce a partir del (los) monómero (s) especificado (s) o contiene la (s) unidad (es) monomérica (s) especificada (s). El polímero puede ser un homopolímero, copolímero aleatorio o en bloques, o heteropolímero que contenga cualquier combinación de estos monómeros. El material puede ser un copolímero aleatorio, un copolímero de bloques o una combinación de homopolímeros, copolímeros y/o heteropolímeros que contiene estos monómeros.

En una realización, el polímero biodegradable y/o bioabsorbible contiene poliésteres alifáticos lineales bioabsorbibles y biodegradables tales como poliglicólido (PGA) y su copolímero al azar poli (glicolida-co-lactida) (PGA-co-PLA). La FDA ha aprobado estos polímeros para su uso en aplicaciones quirúrgicas, incluidas las suturas médicas. Una ventaja de estos materiales absorbibles sintéticos es su degradabilidad por simple hidrólisis de la cadena principal de éster en entornos acuosos, tales como fluidos corporales. Los productos de degradación son finalmente metabolizados a dióxido de carbono y agua o pueden excretarse a través del riñón. Estos polímeros son diferentes de los materiales basados en celulosa, que no pueden ser absorbidos por el cuerpo.

El peso molecular (PM) de los polímeros usados en los artículos conformables de la presente invención descrita puede variar de acuerdo con los polímeros usados y la velocidad de degradación que se desea alcanzar. En una realización, el PM medio de los polímeros del vendaje fabricado está entre aproximadamente 1.000 y aproximadamente 50.000. En otra realización, el PM medio de los polímeros del vendaje fabricado está entre aproximadamente 2.000 y 30.000. En otra realización más, el PM promedio está entre aproximadamente 20,000 y 50,000 para PLGAy entre aproximadamente 1,000 y 3,000 para polilisina.

Los mini-tubos y los artículos conformables aquí descritos se pueden incorporar con cualquier número de sustancias médicamente útiles. En una realización preferida, las superficies interna y/o externa del mini-tubo se siembran con células madre; por ejemplo, células madre mesenquimatosas y/o neuronales, en donde las células se depositan en la (s) superficie (s) interna (s) (en la cavidad interna, en el caso de los mini-tubos) y/o externa (s). Ver la figura 3. La incorporación de células madre proporciona soporte trófico y/o reemplazo celular en el sitio de la lesión.

En otra realización, los artículos poliméricos descritos anteriormente se usan en métodos para proporcionar una cicatrización controlada del tejido. Estos métodos comprenden, por ejemplo, la implantación en un sitio de lesión por compresión objetivo de un animal, de un sistema para la cicatrización controlada del tejido, comprendiendo el sistema un tubo hueco polimérico biodegradable y/o bioabsorbible. El sitio de lesión objetivo puede ser cualquier lesión que sea susceptible a lesión tisular secundaria, que incluye, pero no se limita a: cicatrización glial, inhibición de mielina, desmielinización, muerte celular, falta de soporte neurotrófico, isquemia, formación de radicales libres y excitotoxicidad. En una realización, la lesión a tratar es una lesión de la médula espinal, en la que se comprime la médula espinal. Los métodos descritos aquí se pueden usar junto con la cirugía de descompresión; por ejemplo, de forma concomitante con la cirugía de descompresión, antes de la cirugía de descompresión o después de la cirugía de descompresión.

En otra realización, los artículos poliméricos descritos anteriormente se usan en métodos para tratar una lesión de compresión de la médula espinal que comprende implantar en un sitio de lesión de compresión objetivo de un animal un tubo hueco polimérico biodegradable y/o bioabsorbible. La lesión de la médula espinal puede ser susceptible a una lesión tisular secundaria, que incluye, pero no se limita a: cicatrización glial, inhibición de mielina, desmielinización, muerte celular, falta de soporte neurotrófico, isquemia, formación de radicales libres y excitotoxicidad. Los métodos descritos aquí se pueden usar junto con la cirugía de descompresión; por ejemplo, concomitantemente con la cirugía de descompresión, antes de la cirugía de descompresión o después de la cirugía de descompresión.

Breve descripción de los dibujos

Figura 1. Dos representaciones esquemáticas (A y B) del armazón de polipirrol insertado alrededor del centro del área de la lesión para proteger los tejidos circundantes.

Figura 2. Electrodeposición de PPy erosionable para formar armazones de mini-tubo.

Figura 3. Imágenes SEM de tubos PPy microfabricados. A. Células madre neurales murinas sembradas dentro de un tubo de diámetro interno de 600 pm (150X). B. Vista de gran aumento (350X) del tubo de diámetro interno de 25 pm. La textura rugosa de la superficie es el resultado de una baja temperatura de electrodeposición (4 ° C). C. Vista de aumento inferior (150X) de un tubo de 25pm de diámetro interno creado con una textura de superficie lisa por electrodeposición a 24 ° C. D. Vista de mayor aumento (500X) del mismo tubo que en C.

Figura 4. La obtención de imágenes con RM (MRI) muestra una formación de quistes llenos de líquido reducida (aparece en blanco brillante en la imagen de RM ponderada en T2) en roedores tratados con un armazón PPy (mostrado a la derecha) en relación con el control no tratado (mostrado a la izquierda).

Figura 5. Puntuaciones locomotrices en campo abierto para ratas con implante de mini-tubo de polipirrol (n = 8) y ratas con control de las lesiones (n = 11).

Figura 6. Puntuaciones de deambulación BBB en campo abierto para los cuatro grupos del lado lesionado ipsolateral tratado con doble vendaje de armazón (dos compartimentos). Los miembros posteriores se evaluaron de forma independiente para determinar el grado de asimetría. La tasa de mejoría para el grupo tratado con armazones fue significativamente mayor que la tasa para los grupos solo con células madre (P <0.001) y los grupos con control de 5 la lesión (P <0.004; medidas repetidas de dos maneras del ANOVA; N = 12 en cada grupo).

Figura 7. Protección del tejido de la médula espinal resultante de la aplicación de un armazón de polímero PLGA en el sitio de la lesión penetrante.

Figura 8. Resumen del análisis de recuperación funcional para vendaje-armazón. a, Montajes de imágenes estáticas de animales caminando en campo abierto en "lesión solamente" (fila superior) y "armazón con dosis altas de hNSCs" 10 (fila inferior). b, Puntuaciones de deambulación BBB en campo abierto con lesión lateral. Las puntuaciones absolutas de los grupos tratados con hNSCs sembrados en armazones únicos (es decir, 16-17 en promedio) son significativamente más altas que el grupo de "solo hNSCs" (puntuación de BBB de 9 en promedio; PAG= 0.004 para la dosis regular, PAG<0.001 para dosis altas), y el grupo "solo armazón" (PAG= 0.004 para la dosis regular, PAG= 0.001 para dosis altas); el grupo de armazón solo recibió polímero PLGA en un diseño de capa porosa única, y el 15 grupo "solo lesión" (P <0.001 para la dosis regular, PAG= 0.001 para dosis altas, ANOVA, Bonferroni, post hoc análisis). La tasa de mejora también muestra un valor significativamente mayor en hNSC sembrado en grupos de armazones que el grupo "solo hNSCs" (PAG= 0.004 para la dosis regular, PAG<0.001 para dosis altas, mediciones repetidas de dos maneras de ANOVA), grupo de armazón (PAG= 0.004 para la dosis regular, PAG<0.001 para dosis altas), y el grupo "solo lesión" (PAG= 0.004 para la dosis regular, PAG<0.001 para dosis altas). c, Pruebas de plano 20 inclinado. Cuando se mira hacia abajo, las ratas tratadas con hNSC + armazón podrían estabilizar sus cuerpos en tablas inclinadas en ángulos significativamente más altos (prueba de Kruskal-Wallis, PAG<0.001). Los análisis paramétrico y no paramétrico revelan resultados similares. d, Puntuaciones del reflejo de retirada del dolor. El panel de la curva izquierda es el porcentaje de animales en cada grupo con una puntuación de 2, correspondiente a la respuesta normal. El panel de la derecha es el porcentaje de animales en cada grupo con una puntuación de 3, lo 25 que indica una respuesta hiperactiva. Los dos paneles indican consistentemente que los grupos que recibieron hNSCs sembrados en armazones individuales mostraron un reflejo significativamente mejorado de la extremidad posterior que se correlacionó con las dosis de hNSC (prueba x2 de independencia de Pearson). e, Porcentaje de animales en cada grupo que muestra un reflejo de enderezamiento normal. Los grupos que recibieron hNSCs sembrados en armazones únicos tuvieron un porcentaje significativamente mayor de ratas que recuperaron su 30 reflejo de enderezamiento, en comparación con otros grupos (prueba x2 de Pearson). Figura 9. Recuperación funcional en ratas con lesión penetrante de la médula espinal T9-10 después del tratamiento con implante de PLGA de doble armazón.

Glosario de términos

Por el término biodegradable se entiende un material que se descompone (normalmente de forma gradual) en el 35 cuerpo de un animal, p. ej., un mamífero, después de la implantación.

Por el término bioabsorbible se entiende un material que es absorbido o reabsorbido por el cuerpo de un animal, p. ej., un mamífero, después de la implantación, de manera que el material finalmente llega a ser esencialmente no detectable en el sitio de la implantación.

Por la terminología "artículo o minitubo biodegradable y/o bioabsorbible" se entiende cualquier material que sea 40 biocompatible, así como biodegradable y/o bioabsorbible, y capaz de conformarse en tubos, como se describe más completamente en este documento. El material también puede conformarse en artículos que son adecuados para la implantación en un animal y que pueden ser biodegradados y/o bioabsorbidos por el animal.

Los artículos biodegradables y/o bioabsorbibles de la presente invención son preferiblemente polímeros biodegradables y bioabsorbibles. Ejemplos de polímeros adecuados se pueden encontrar en Bezwada, Rao S. y col. 45 (1997), Poly(p-Dioxanone) and its copolymers, en Handbook of Biodegradable Polymers, A. J. Domb, J. Kost y D. M.

Wiseman, editores, Hardwood Academic Publishers, Países Bajos, pp. 29-61.

Los "mini-tubos" y "artículos tubulares" se usan indistintamente en la presente descripción.

"Moldeable" y "conformable" se usan indistintamente en la presente descripción.

Descripción detallada de la invención

50 En este documento se describen dispositivos y métodos para mitigar la lesión secundaria y promover la recuperación de lesiones primarias de la médula espinal. Más particularmente, y de acuerdo con las reivindicaciones, que definen la presente invención, ciertas realizaciones de la presente invención están dirigidas a mini-tubos poliméricos que pueden usarse para el tratamiento de lesiones de la médula espinal. Además, otras realizaciones están dirigidas a vendas poliméricas de "relleno" que pueden usarse para el tratamiento de lesiones de 55 la médula espinal. Por ejemplo, se fabrica una forma erosionable, o biodegradable, de polímero biocompatible de la presente invención para la implantación quirúrgica en el sitio de la lesión de la médula espinal.

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Ciertas realizaciones de la presente invención están dirigidas a materiales poliméricos biocompatibles que pueden fabricarse en forma de "mini-tubos". Estos mini-tubos pueden usarse para tratar la LME (SCI) una vez que ha sido localizada. En una realización, el mini-tubo se inserta en el epicentro de la lesión, en el que el tubo hueco pasa por el sitio de la lesión. Ver Figura 1. El mini-tubo crea una nueva interfaz dentro del parénquima medular comprimido. Esta nueva interfaz alivia el sitio de presión y protege el tejido que se ha salvado de lesiones. La presión resultante de la fuerza de compresión ejercida sobre la médula se alivia (1) difundiendo o redirigiendo la fuerza hacia abajo por la superficie del mini-tubo y alejándola del sitio comprimido inicial, y (2) absorbiendo la energía de compresión en el material biocompatible del mini-tubo. Ver Figura 1. Además, al proporcionar una estructura entre el sitio lesionado y el tejido circundante (la nueva interfaz), la inflamación puede mitigarse en el área adyacente donde se puede preservar el tejido de médula residual funcionalmente relevante.

Una forma erosionable, o biodegradable, de polímero biocompatible de la presente invención se fabrica como un mini-tubo para implantación quirúrgica en el sitio de la lesión de la médula espinal. La implantación quirúrgica da como resultado un área objetivo, por ejemplo, una sección necrótica de la médula espinal, que está encapsulada por el polímero. En una realización, la cirugía da como resultado una encapsulación completa del área objetivo, o solo del área necrótica central. Véase la figura 1. La encapsulación del área necrótica central minimiza la lesión secundaria al inhibir la señalización de célula a célula con las citoquinas inflamatorias. Desviar el quiste lleno de líquido reduce la acumulación de presión dentro de la médula y disminuye la lesión de las neuronas. Unir la brecha formada por el quiste permite que una vía de regeneración de neuronas alcance el lado caudal y forme sinapsis funcionales.

En una realización preferida de la presente invención, el polímero biocompatible es un material eléctricamente conductor. Este material permite la conducción de la actividad eléctrica endógena desde las neuronas supervivientes, promoviendo así la supervivencia celular. Cualquier material de este tipo debe ser biorreabsorbible en el lugar, tal que se erosiona naturalmente una vez que se ha realizado su función. Finalmente, un armazón tridimensional crea un sustrato por el cual se pueden cultivar las células in vitro y luego se implantan in vivo. Un armazón cilíndrico hueco (mini-tubo) hecho de polipirrol (PPy), por ejemplo, cumple con todos estos requisitos de diseño. Un esquema del diseño en el lugar se muestra en la Figura 1. En una realización ejemplar, el polímero biocompatible capaz de conducir electricidad es un polímero de polipirrol. Polianilina, poliacetilina, poli-p-fenileno, poli-p-fenileno-vinileno, politiofeno y hemosina son ejemplos de otros polímeros biocompatibles que son capaces de conducir electricidad y se pueden usar junto con la presente invención. Otros polímeros conductores erosionables son bien conocidos (por ejemplo, ver Zelikin et al., Polímeros conductores erosionables para aplicaciones biomédicas potenciales, Angew. Chem. Int. Ed. Engl., 2002, 41 (1): 141-144).

Los mini-tubos poliméricos de la presente invención no están limitados a polímeros conductores eléctricos, tales como PPy. Los mini-tubos poliméricos de la presente invención pueden comprender uno o más monómeros seleccionados del grupo que consiste en una glicolida, lactida, dioxanona, caprolactona, carbonato de trimetileno, etilenglicol y lisina, por ejemplo. Además, es posible que los vendajes poliméricos comprendan uno o más poliésteres alifáticos lineales biodegradables y/o bioabsorbibles, copolímero de poli (glicolida-co-lactida) y/o material derivado de tejido biológico. El material derivado del tejido biológico puede ser, pero no se limita a, células madre neuronales y/o mesenquimales que pueden usarse como agentes medicinales.

Como se describe con más detalle a continuación, un artículo tubular polimérico biodegradable y/o bioabsorbible de la presente invención se puede formar por electrodeposición de un polímero conductor eléctrico sobre un alambre conductor de plantilla, en el que el polímero se libera del cable aplicando un potencial inverso a la plantilla de alambre conductor en una solución salina. Los minitubos poliméricos de la presente invención no están limitados a polímeros conductores eléctricos, tales como PPy. Los minitubos poliméricos de la presente invención pueden comprender uno o más monómeros seleccionados del grupo que consiste en una glicolida, lactida, dioxanona, caprolactona, carbonato de trimetileno, etilenglicol y lisina, por ejemplo. Además, es posible que los minitubos poliméricos comprendan uno o más poliésteres alifáticos lineales biodegradables y/o bioabsorbibles, copolímero de poli (glicolida-co-lactida) y/o material derivado de tejido biológico. El material derivado del tejido biológico puede ser, pero no se limita a, células madre neuronales y/o mesenquimales que pueden usarse como agentes medicinales. Ver la figura 3, por ejemplo.

Un ejemplo de un tipo de método usado para fabricar los polímeros de mini-tubo descritos aquí se muestra en la Figura 2. El patrón de la plantilla conductora para la electrodeposición de polipirrol (PPy), por ejemplo, controla la forma del armazón PPy que se crea. Al controlar la plantilla, el armazón de polímero se puede fabricar en diferentes formas y tamaños, que van desde líneas finas hasta implantes planos rectangulares, por ejemplo. Vea el Ejemplo 5. Los armazones PPy similares a un tubo se pueden producir por recubrimiento electrolítico del PPy sobre un cable conductor. Para la eliminación de armazones de la plantilla, se aplica un potencial inverso a la plantilla en una solución salina. Cuando se aplica con tiempo e intensidad suficientes, el armazón se desliza fuera del molde con un ligero tirón. Véase el Ejemplo 1. Este método alivia al fabricante de tener que usar compuestos orgánicos agresivos para atacar superficialmente la plantilla interna de alambre, lo que da como resultado dispositivos poliméricos que son inadecuados para uso in vivo.

Como se describió anteriormente, los mini-tubos pueden fabricarse en cualquier forma y tamaño geométricos. Por ejemplo, el tamaño y la forma del mini-tubo pueden variar para proporcionar un alivio más efectivo. Un cilindro

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delgado y alargado es una configuración posible, pero son posibles otras formas, como tubos rectangulares alargados, esferas, estructuras helicoidales y otras. Se pueden modificar alteraciones adicionales en la configuración, como el número, la orientación y la forma de los mini-tubos, a fin de proporcionar un alivio más efectivo. Por ejemplo, los mini-tubos pueden ser rectangulares, o de cualquier otra forma útil, y pueden distribuirse a lo largo y/o alrededor del epicentro de la lesión de la médula espinal. El tamaño (longitud y diámetro) variará de acuerdo con la lesión de la médula espinal a tratar. Por ejemplo, una lesión de médula de 10 micras de longitud (que corre a lo largo de la médula espinal) y 3 micras de profundidad, puede requerir un mini-tubo polimérico de 15 micras de longitud y un diámetro total de 2,5 micras. El minitubo polimérico se inserta quirúrgicamente a través de la lesión de manera que la sección central de la lesión se encapsula mediante el tubo. En este ejemplo, el tubo se extenderá aproximadamente 2.5 micras más allá de cada uno de los extremos caudal y rostral del área lesionada objetivo. Se prefiere que los artículos tubulares poliméricos de la presente invención tengan diámetros globales de entre aproximadamente 0,1 micras y 10 milímetros. Más preferidos son artículos que tienen diámetros globales de entre aproximadamente 50 y 175 micrómetros. Sin embargo, cualquier tamaño, diámetro, longitud puede fabricarse de acuerdo con los métodos descritos en la presente memoria con el fin de acomodar cualquier lesión de la médula espinal.

Los minitubos poliméricos biocompatibles y biodegradables de la presente invención pueden contener sustancias farmacéutica o biológicamente activas tales como, por ejemplo, antiinflamatorios, factores de crecimiento y células madre.

En otra realización, la presente invención se dirige a vendajes poliméricos de "relleno" que pueden usarse para el tratamiento de lesiones de la médula espinal. Por ejemplo, se fabrica una forma erosionable, o biodegradable, de polímero biocompatible de la presente invención para la implantación quirúrgica en el sitio de la lesión de la médula espinal. La implantación se puede lograr inmediatamente después de moldear la venda para que se ajuste al sitio lesionado. El área objetivo, por ejemplo, una sección necrótica de la médula espinal, puede ser encapsulada por el polímero, o alternativamente, rellenarse con el polímero conformado. La implantación puede dar como resultado una encapsulación completa del área objetivo o solo del área necrótica central; o puede dar como resultado que se llene un área lesionada previamente abierta con el polímero conformado. La encapsulación del área necrótica central minimiza la lesión secundaria mediante la inhibición de la señalización de célula a célula con citoquinas inflamatorias. Unir la brecha formada por la lesión permite un camino para que las neuronas vuelvan a crecer para alcanzar el lado caudal y la formación de sinapsis funcionales.

Opcionalmente, se puede usar un material polimérico formable y biocompatible eléctricamente conductor para permitir la conducción de la actividad eléctrica endógena desde las neuronas supervivientes, promoviendo así la supervivencia celular. Cualquier material de este tipo debe ser biorreabsorbible en el lugar, tal que se erosiona naturalmente una vez que se ha realizado su función. Finalmente, un armazón tridimensional crea un sustrato por el cual las células pueden cultivarse in vitro y luego trasplantarse in vivo. Un armazón de vendaje de polipirrol (PPy), por ejemplo, cumple con todos estos requisitos de diseño. Un esquema del diseño en el lugar se muestra en la Figura 1.

Los vendajes poliméricos de la presente invención no están limitados a polímeros conductores eléctricos, tales como PPy. Los vendajes poliméricos de la presente invención pueden comprender uno o más monómeros seleccionados del grupo que consiste en una glicolida, lactida, dioxanona, caprolactona, carbonato de trimetileno, etilenglicol y lisina, por ejemplo. Además, es posible que los vendajes poliméricos comprendan uno o más poliésteres alifáticos lineales biodegradables y/o bioabsorbibles, copolímero de poli (glicolida-co-lactida) y/o material derivado de tejido biológico. El material derivado del tejido biológico puede ser, pero no se limita a, células madre neuronales y/o mesenquimales que pueden usarse como agentes medicinales.

Los vendajes poliméricos biocompatibles y biodegradables de la presente invención pueden contener sustancias farmacéutica o biológicamente activas tales como, por ejemplo, antiinflamatorios, factores de crecimiento y células madre. Como se describió anteriormente, los vendajes de polímero pueden fabricarse en forma de estructuras en las que la superficie externa es un armazón externo que tiene poros orientados axialmente largos para guía axonal y/o poros radiales para permitir el transporte de fluidos e inhibir el crecimiento hacia dentro del tejido cicatricial. Véase el Ejemplo 7 a continuación. La superficie interna, o el armazón interno, puede ser poroso y sembrado con uno o más agentes medicinales, por ejemplo, células madre neuronales humanas para reemplazo celular y soporte trófico. Por lo tanto, en esta realización particular, el vendaje fabricado y formado comprende dos armazones (un armazón doble) y simula la arquitectura de una médula espinal sana a través de un implante que consiste en un armazón de polímero, tal vez sembrado con células madre neuronales. El armazón interior emula la materia gris; la parte exterior emula la materia blanca. El vendaje se puede diseñar fácilmente para ser adaptado de manera que se ajuste a una variedad de cavidades.

En otra realización, la presente invención se refiere a vendajes poliméricos biocompatibles, que pueden fabricarse/conformarse fácilmente en cualquier forma y tamaño, que comprende un solo armazón polimérico que tiene una superficie interna y una superficie exterior, en donde los vendajes formados pueden fabricarse en cualquier forma geométrica y tamaño. Este armazón polimérico individual puede comprender poros (por ejemplo, en la superficie que hace contacto con la lesión) para incorporar agentes medicinales y/o depositar células madre neurales. Este armazón único poroso se fabrica como se describe en el Ejemplo 15.

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En otra realización, la presente invención se refiere a un artículo médico adecuado para implantarse dentro de la médula espinal de un paciente. El artículo comprende un material biocompatible moldeable que comprende una mezcla 50:50 de (1) poli (ácido láctico-co-glicólico) y (2) un copolímero de bloques de poli (ácido láctico-co-glicólico)- polilisina. El (1) poli (ácido láctico-co-glicólico) es poli (ácido láctico-co-glicólico) al 75% y en el que el peso molecular medio es Mn ~ 40.000. El (2) copolímero de bloques de poli (ácido láctico-co-glicólico)-polilisina es 25% de copolímero de poli (ácido láctico-co-glicólico)-polilisina y en el que el peso molecular medio del bloque de poli (ácido láctico-co-glicólico) es Mn ~ 30,000 y el peso molecular medio del bloque de polilisina es Mn ~ 2.000. En una realización alternativa, el artículo comprende un único bloque de poli (ácido láctico-co-glicólico). Se prefiere que cualquiera de los artículos anteriores tenga una velocidad de degradación de aproximadamente entre aproximadamente 30 y 60 días; sin embargo, la velocidad puede alterarse para proporcionar un nivel deseado de eficacia del tratamiento. El artículo puede comprender además células madre en asociación con cualquiera de los materiales poliméricos. Por ejemplo, las células madre se pueden sembrar sobre el polímero o, más específicamente, se pueden sembrar dentro de los poros de la superficie del polímero. Se puede usar cualquier tipo de célula madre. Es preferible, para el tratamiento de la lesión de la médula espinal, que las células madre se seleccionen a partir de células madre neuronales y/o células madre mesenquimales.

En otra realización más, el artículo comprende un solo armazón de un polímero eléctricamente conductor, tal como polipirrol. Se prefiere que cualquiera de los artículos anteriores tenga una velocidad de degradación de aproximadamente entre aproximadamente 30 y 60 días; sin embargo, la tasa puede alterarse para proporcionar un nivel deseado de eficacia del tratamiento. El artículo puede comprender además células madre en asociación con cualquiera de los materiales poliméricos. Por ejemplo, las células madre se pueden sembrar sobre el polímero o, más específicamente, se pueden sembrar dentro de los poros de la superficie del polímero. Se puede usar cualquier tipo de célula madre. Es preferible, para el tratamiento de la lesión de la médula espinal, que las células madre se seleccionen a partir de células madre neuronales y/o células madre mesenquimales.

En otra realización de la presente invención, se describe un método para tratar una lesión de médula espinal con herida abierta, que comprende (a) moldear un material biocompatible que comprende una mezcla 50:50 de (1) poli (ácido láctico-co-glicólico) y (2) un copolímero de bloques de poli (ácido láctico-co-glicólico)-polilisina para adaptarse a un área lesionada de la lesión de la médula espinal; y (b) rellenar el área lesionada con el material biocompatible. El (1) poli (ácido láctico-co-glicólico) es poli (ácido láctico-co-glicólico) al 75% y en el que el peso molecular medio es Mn ~ 40.000. El (2) copolímero de bloques de poli (ácido láctico-co-glicólico)-polilisina es 25% de copolímero de poli (ácido láctico-co-glicólico)-polilisina y en el que el peso molecular medio del bloque de poli (ácido láctico-co-glicólico) es Mn ~ 30,000 y el peso molecular medio del bloque de polilisina es Mn ~ 2.000. Se prefiere que el material tenga una velocidad de degradación de aproximadamente entre aproximadamente 30 y 60 días; sin embargo, la velocidad puede alterarse para proporcionar un nivel deseado de eficacia del tratamiento. El material puede comprender además células madre en asociación con cualquiera de los materiales poliméricos. Por ejemplo, las células madre se pueden sembrar sobre el polímero o, más específicamente, se pueden sembrar dentro de los poros de la superficie del polímero. Se puede usar cualquier tipo de célula madre. Es preferible, para el tratamiento de la lesión de la médula espinal, que las células madre se seleccionen a partir de células madre neuronales y/o células madre mesenquimales.

En aún otra realización de la presente invención, se describe un método para tratar una lesión de médula espinal con herida abierta, que comprende proporcionar un doble armazón de polipirrol para adaptarse a un área lesionada de la lesión de la médula espinal; y (b) rellenar el área lesionada con el material de polipirrol biocompatible. La superficie interna, o el armazón interior, puede ser poroso y sembrarse con uno o más agentes medicinales, por ejemplo, células madre neuronales humanas para reemplazo celular y/o soporte trófico. Por lo tanto, en esta realización particular, el vendaje fabricado y conformado comprende dos armazones y simula la arquitectura de una médula espinal sana a través de un implante que consiste en un armazón de polímero, tal vez sembrado con células madre neuronales. El armazón interior emula la materia gris; el armazón externo (el segundo armazón) emula la sustancia blanca al tener, por ejemplo, poros largos orientados axialmente para la guía axonal y la porosidad radial para permitir el transporte de fluidos e inhibir el crecimiento interno del tejido cicatricial. El vendaje se puede diseñar fácilmente para ser adaptado de manera que se ajuste a una variedad de cavidades.

Se prefiere que el polipirrol tenga una velocidad de degradación de aproximadamente entre aproximadamente 30 y 60 días; sin embargo, la velocidad puede alterarse para proporcionar un nivel deseado de eficacia del tratamiento. El material puede comprender además células madre en asociación con cualquiera de los materiales poliméricos. Por ejemplo, las células madre se pueden sembrar sobre el polímero o, más específicamente, se pueden sembrar dentro de los poros de la superficie del polímero. Se puede usar cualquier tipo de célula madre. Es preferible, para el tratamiento de la lesión de la médula espinal, que las células madre se seleccionen a partir de células madre neuronales y/o células madre mesenquimales.

En otra realización de la presente invención, se describe un conjunto para tratar quirúrgicamente lesiones de la médula espinal. El conjunto puede incluir cualquier combinación de los componentes, dispositivos y artículos poliméricos, discutidos anteriormente, en uno o más recipientes, que incluyen pero no se limitan a: uno o más armazones de venda poliméricos precortados y/o armazones de mini-tubos, una o más duramadres artificiales, una herramienta de corte, una herramienta de alineación, cortinas e instrucciones para usar el conjunto y los

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componentes del mismo. Los componentes del conjunto se pueden envasar de una manera estéril como se conoce en la técnica relevante.

Ejemplos

Los siguientes ejemplos no limitantes se han llevado a cabo para ilustrar las realizaciones preferidas de la divulgación y la invención, respectivamente. Los ejemplos que no están cubiertos por las reivindicaciones deben entenderse como ejemplos de referencia que no forman parte de la invención.

Ejemplo 1: Fabricación de mini-tubos de polipirrol (I).

Los armazones de tubo de polipirrol se crean mediante electrodeposición de PPy erosionable a 100 pA durante 30 minutos sobre un alambre de platino de 250 pm de diámetro. Véase la figura 2. Esto es seguido por un recubrimiento electrolítico inverso a 3 V durante 5 minutos, lo que permite la eliminación del armazón. Ver la Figura 3 (C y D).

Ejemplo 2: Los mini-tubos de PPy evitan la formación de cavidad posterior a la lesión primaria en la médula espinal lesionada (n = 13, SCI y ratas de control, respectivamente).

Las imágenes de MRI del desarrollo de la cavidad posteriora la lesión, estudiadas dos meses después de la lesión, muestran una gran formación de cavidad en la médula espinal de control (donde la médula lesionada no se trató con mini-tubo quirúrgicamente implantado), en comparación con la médula espinal tratada con PPy. Ver la figura 4.

Ejemplo 3: Puntuaciones locomotrices de campo abierto para ratas implantadas con polipirrol y ratas de control de la lesión.

Los resultados del armazón de mini-tubo de polipirrol mostraron una mejora locomotriz funcional tan pronto como 2 semanas después de la lesión. La cantidad de recuperación funcional relativa a los controles no tratados continúa aumentando durante hasta 6 semanas. Véase la figura 5. Los animales tratados son capaces de soportar peso y de caminar de manera funcional, donde los animales no tratados muestran una gran disminución de la función de la extremidad posterior. Las imágenes de resonancia magnética muestran que el quiste lleno de líquido se reduce con un implante descrito aquí. Como se muestra en la figura 4, la médula espinal está más intacta y el quiste es apenas visible cuando se trata con polipirrol. Los polímeros biodegradables y/o biocompatibles son bien conocidos en la técnica y se pueden usar en la presente invención.

Ejemplo 4: LME tratadas con polímero en forma de mini-tubo de polipirrol.

Los mini-tubos de polímero de polipirrol biocompatible demostraron una gran afinidad por las células madre neuronales humanas. Ver la figura 3a y 3B, por ejemplo. En un estudio in vivo, se administró una lesión por contusión de 25 mm a través del impactador NYU en ratas Sprague-Dawley. Inmediatamente después de la lesión en los dos grupos de tratamiento, se incidieron las meninges de la médula con un corte corto (aproximadamente 1-3 mm), lo que permitió la descompresión neuroquirúrgica y la creación de un espacio para la inserción del tubo. En los grupos de tratamiento con armazón, los implantes se insertaron en la médula, apuntando al canal central y al parénquima circundante. Después de la implantación, la duramadre se cubrió y se selló utilizando la matriz de colágeno Duragen y los tejidos superpuestos se cerraron por sutura.

Ejemplo 5: Fabricación de mini-tubos de PPy (II).

Los armazones de PPy similares a tubos se produjeron recubriendo electrolíticamente el PPy sobre un molde de alambre conductor. Esta técnica se puede regular en escala para producir armazones de cualquier longitud, diámetro interno y diámetro exterior. Además, la rugosidad de la superficie se puede controlar con la temperatura de electrodeposición (figura 2). Se realiza la extracción de armazones de la plantilla mediante la aplicación de un potencial negativo en una solución salina. El potencial negativo causa la reducción electroquímica y aumenta ligeramente el tamaño del armazón. Luego puede disociarse mecánicamente del molde de alambre de platino con una fuerza mínima aplicada, lo que no daña el material. Esta técnica es una mejora en el método previo de ataque superficial del cable interno con compuestos orgánicos agresivos, por lo que los dispositivos resultantes no son aptos para la implantación. Para ensayos in vivo en roedores, se crearon armazones de tubos de PPy por electrodeposición de PPy erosionable a 100 pA durante 40 minutos sobre un cable de platino de 250 pm de diámetro. Esto fue seguido por un recubrimiento electrolítico inverso a 3 V durante 20 segundos, lo que permite la eliminación del armazón. Los tubos resultantes de 10-15 mm de longitud se seccionaron en piezas de 3 mm de largo para su implantación.

Ejemplo 6: Mantenimiento de células y siembra en mini-tubos de polímero.

Las NSC murinas (células madre neuronales) se mantuvieron en medio que contenía suero. Los armazones se remojaron en etanol al 70% durante 24 horas, se enjuagaron tres veces en PBS y se sembraron en un agitador orbital con 5 X 105 células/ml a 37 ° C en una incubadora de CO2/aire humidificado al 5%. El medio se cambió al día siguiente y los implantes se incubaron durante 4 días más antes de la implantación.

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Ejemplo 7: Fabricación de doble armazón.

Tanto el armazón interno como el externo se fabricaron a partir de una mezcla 50:50 de poli (ácido láctico-co- glicólico) (PLGA) (75%, peso molecular medio numérico, Mn, ~ 40.000) y un copolímero de bloques de poli (ácido láctico-co-coglicólico)-polilisina (25%, bloque de PLGA, Mn ~ 30.000, bloque de polilisina, Mn ~ 2.000). El PlGa se eligió para lograr una velocidad de degradación de aproximadamente 30-60 días, y el polímero funcionalizado se incorporó para proporcionar sitios para la posible modificación de la superficie. El armazón interno se hizo usando un proceso de lixiviación de sal: una solución al 5% (peso/volumen) de la mezcla de polímeros en cloroformo se vertió sobre sal con un intervalo de diámetros de 250-500 pm, y el disolvente se dejó evaporar. La sal luego se lixivió en agua. El armazón exterior orientado se fabricó usando una técnica de separación de fases sólida-líquida de la siguiente manera: una solución al 5% (peso/volumen) de los polímeros se filtró y se inyectó en tubos de silicona que se sumergieron a una velocidad de 2,6 x 104 m/s en un baño de etanol/hielo seco. Una vez congelados, el dioxano se sublimó utilizando un secador de congelación controlado por temperatura (VirTis), distribuido comercialmente. Los armazones fueron luego retirados, recortados, ensamblados y almacenados en un desecador de vacío hasta su uso. El producto resultante es uno en el que el armazón interior emula la materia gris a través de una capa de polímero poroso que puede sembrarse con células madre, por ejemplo; y el armazón externo emula la sustancia blanca con poros largos orientados axialmente para la guía axonal y la porosidad radial para permitir el transporte de fluidos mientras inhibe el crecimiento de tejido cicatricial.

Ejemplo 8: Se observa una drástica protección del parénquima de la médula espinal a nivel de patología macroscópica (Figura 7A) y microscópica (Figura 7B) en el tejido del epicentro de la lesión penetrante recogido 8 semanas después de la lesión (n = 8) o la implantación del parche de polímero PLGA (n = 8). Los paneles superiores de 7A y 7B muestran las morfologías del epicentro de la lesión penetrante que se presentan en la patología macroscópica (panel superior 7A) e imágenes microscópicas (panel superior 7B). Ocho semanas después de la lesión inicial de herida abierta (es decir, eliminación segmentaria T9-T10 de media médula espinal desde la línea media), solo quedaba una pequeña cantidad de tejido cicatrizante para unir la médula espinal. Por el contrario, la médula espinal con parche de polímero (insertado inmediatamente después de la lesión) demostró una protección significativa del parénquima para el lado inicialmente intacto de la médula; el tejido intacto fue claramente discernible a las 8 semanas después del traumatismo a la lesión penetrante a niveles tanto de patología macroscópica (panel inferior 7A) como de examen microscópico (panel inferior 7B).

Ejemplo 9: Puntuaciones locomotrices de campo abierto para ratas implantadas con polipirrol y ratas de control de la lesión.

Los resultados del armazón de polipirrol mostraron mejoría locomotriz funcional tan pronto como 2 semanas después de la lesión. La cantidad de recuperación funcional con respecto a los controles no tratados continúa aumentando durante hasta 6 semanas. Véase la figura 5. Los animales tratados son capaces de soportar peso y de caminar de manera funcional, donde los animales no tratados muestran una gran disminución de la función de la extremidad posterior. Las imágenes de resonancia magnética de la figura 4 muestran que el quiste lleno de fluido se reduce con un implante descrito aquí. Como se muestra en la figura, la médula espinal está más intacta y el quiste es apenas visible cuando se trata con un armazón de mini-tubo de polipirrol. Los polímeros biodegradables y/o biocompatibles son bien conocidos en la técnica y se pueden usar en la presente invención.

Ejemplo 10: Recuperación funcional a partir de la implantación de estructuras de PLGA configuradas para tratar LME.

La puntuación de Basso-Beattie-Bresnahan (BBB), la métrica cuantitativa estándar en el campo de la investigación de lesiones de la médula espinal, se utilizó para evaluar la locomoción de campo abierto en un día después de la cirugía y en instantes de tiempo semanales a lo largo de 6 semanas después de la lesión. Los resultados del doble armazón de PLGA configurado para tratar LME mostraron una mejora locomotriz funcional tan pronto como 2 semanas después de la lesión. Ver la figura 6. La cantidad de recuperación funcional con respecto a los controles no tratados continuó aumentando durante hasta 8-10 semanas. El estudio finalizó al final de la semana 8 o 10. En estudios adicionales, los roedores se mantuvieron durante más de un año y demostraron una recuperación funcional sostenible así como ninguna patología en cuanto a la reacción al producto. Debido a que la esperanza de vida promedio de una rata es de 2 años, el estudio de "un año más" demuestra la eficacia de los armazones descritos aquí.

Ejemplo 11: Puntuaciones de deambulación BBB de campo abierto.

Puntajes de deambulación de campo abierto de BBB para los cuatro grupos en el lado lesionado ipsolateral. Ver la Figura 9. Los miembros posteriores se evaluaron de forma independiente para determinar el grado de asimetría. La velocidad de mejoría para el grupo de armazones más células fue significativamente mayor que la velocidad para los grupos con células solo (P <0.001) y los grupos de control de las lesiones (P <0.004; medidas repetidas de ANOVA de dos maneras). Además, el grupo tratado solo con armazón mostró una mejoría significativa en la locomoción de campo abierto en comparación con el grupo control de la lesión (P <0.05) (P <0.05) para todos los instantes de tiempo a partir de 14 días después de la lMe, y el grupo de células solas ( P <0.05) a los 21, 35 y 42 días después de la lesión (ANOVA, análisis post hoc de Bonferroni).

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Ejemplo 12: Mantenimiento y siembra de células.

Las NSCs murinas y humanas (células madre neuronales) se mantuvieron en medio que contenía suero. Los armazones se remojaron en etanol al 70% durante 24 horas, se enjuagaron tres veces en PBS y se sembraron en un agitador orbital con 5 X 105 células/ml a 37 ° C en una incubadora de CO2/aire humidificado al 5%. El medio se cambió al día siguiente y los implantes se incubaron durante 4 días más antes de la implantación.

Ejemplo 13: Histopatología.

El análisis histopatológico convencional se realizó en el tejido de la médula espinal para determinar los cambios de la escala de la lesión, los eventos de lesión secundaria y los procesos de curación. Las imágenes microscópicas demostraron que el área de la lesión se redujo significativamente con nuestro tratamiento con implantes. La médula espinal también demostró una cicatrización mitigada como lo indica la reducción de la astrogliosis, una patología que se vio obstaculizada tanto por el polímero más las células madre como por el polímero solo. Está más intacta y el quiste es apenas visible cuando se trata con polipirrol.

Ejemplo 14:

El nivel de recuperación funcional después del mismo modelo de lesión se eleva adicionalmente mediante el tratamiento con polímero de PLGA sembrado con NSCs humanas, como se demuestra en la figura 9. El 100% de los animales tratados fueron capaces de soportar peso y caminar funcionalmente. Como se muestra en la figura (figura 9), el 50% de los animales tratados cumplieron con los criterios rigurosos de pasos plantares constantes y coordinación coherente FL-HL durante la marcha; y la separación de los dedos del pie se produce con frecuencia durante el avance del miembro delantero; La posición predominante de la pata es paralela en el contacto inicial y rota al despegar, lo que corresponde a una puntuación de BBB de 16 o más. Ninguno de los animales de control no tratados alcanzó este alto nivel de recuperación, sino más bien exhibió una función de la extremidad posterior muy disminuida.

Ejemplo 15: Fabricación de armazón individual.

El armazón individual se fabricó a partir de una mezcla 50:50 de poli (ácido láctico-co-glicólico) (PLGA) (75%, peso molecular medio numérico, Mn, ~ 40.000) y un copolímero de bloques de poli (ácido láctico-co-glicólico)-polilisina (25%, bloque de PLGA, Mn ~ 30.000, bloque de polilisina, Mn ~ 2.000). El PLGA se eligió para lograr una velocidad de degradación de aproximadamente 30-60 días, y el polímero funcionalizado se incorporó para proporcionar sitios para la posible modificación de la superficie. El armazón simple se hizo usando un proceso de lixiviación de sal: una solución al 5% (p/v) de la mezcla de polímeros en cloroformo se vertió sobre sal con un intervalo de diámetros de 250-500 |jm, y el disolvente se dejó evaporar. La sal luego se lixivió en agua. El producto es una única capa de polímero poroso que se puede sembrar con células madre, por ejemplo.

Ejemplo 16: Análisis de tejido de la médula espinal.

El análisis de patología, histología e inmunocitoquímica del tejido de la médula espinal (a través de tinción GFAP y DAPI de células gliales en una posición rostral de 2 mm con respecto al epicentro de la lesión) reveló que el armazón PLGA solo y especialmente el armazón PLGA sembrado con células madre neurales humanas redujo marcadamente la formación de cicatrices en la zona lesionada. La tinción de Wright de leucocitos polimorfonucleares (PNL) infiltrados en tejidos de la médula espinal en posición rostral de 2 mm con respecto al epicentro de la lesión muestra que el armazón PLGA solo y especialmente el armazón PLGA sembrado con células madre neurales humanas impedía marcadamente la infiltración de PNL, un portador importante de iNOs (óxido nítrico sintasa inducible) , en la médula espinal.

Ejemplo 17: Procedimientos quirúrgicos de lesión de médula espinal (LME) y cuidado de animales.

Procedimientos Quirúrgicos y Cuidado Animal. Se utilizaron cincuenta ratas hembra adultas Sprague-Dawley. Los animales se anestesiaron con una solución de hidrato de cloral al 4% (360 mg/kg i.p.). Usando un microscopio de

disección, se realizó una laminectomía en las vértebras espinales torácicas 9a a 10a (T9-T10), seguida de una

semisección lateral en el nivel T9-T10 creando un corte longitudinal de 4 mm a lo largo del línea media de la médula con una cuchilla quirúrgica No. 11, seguido de cortes laterales en los extremos rostral y caudal y de la extracción del tejido mediante aspiración. La cuchilla quirúrgica se raspó repetidamente a lo largo de la superficie ventral del canal vertebral, seguido de la aspiración para eliminar las fibras residuales en el sitio de la lesión. Después de que ocurriera la hemostasia desencadenada por espuma de gel, un observador ciego independiente confirmó la adecuación de la longitud y la amplitud de la lesión. Solo en ese momento se informó al cirujano del tratamiento (previamente preparado) para administrar a la lesión. La lesión se afirmó a priori para ser similar en todos los grupos experimentales y animales. O bien se realizó el tratamiento completo, que consiste en la inserción del armazón sembrado con NSC ("scaffold plus cells", n = 13), o uno de los tres tratamientos de control: (a) implante de polímero sin NSC ("scaffold alone", n = 11); (b) NSCs suspendidas en medio ("solo células", n = 12); o (c) semisección solo

("control de las lesiones", n = 12). Las cirugías se realizaron en un diseño de bloque al azar. Las cirugías para el

implante más los controles se realizaron el mismo día para minimizar las diferencias entre los grupos que surgen de cualquier refinamiento en la técnica quirúrgica durante el estudio, y el orden se varió cada día para reducir el sesgo

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quirúrgico. Las semisecciones se alternaron entre los lados derecho e izquierdo para reducir aún más el sesgo. Después del tratamiento completo o de control, se suturó la musculatura, se cerró la piel y el animal se recuperó en una jaula limpia sobre una almohadilla térmica. Se administró solución de lactato de Ringer (10 ml) diariamente durante 7 días después de la operación y las vejigas se evacuaron dos veces al día hasta que se estableció la función de la vejiga refleja.

Debido a que se ha demostrado que los agentes inmunosupresores, como la ciclosporina A, son neuroprotectores por sí mismos, estos experimentos se realizaron sin tales neuroinmunofilinas para evitar esta variable de confusión. Sin embargo, las células donantes estaban presentes al final del estudio. Un grupo separado de animales con armazón más células se sometió a los mismos procedimientos que anteriormente y se mantuvo durante un año.

Todos los procedimientos fueron revisados y aprobados por el Comité de Cuidado y Uso de Animales de nuestras instituciones.

Ejemplo 18: Resumen de análisis de recuperación funcional para vendaje-armazón.

Ver la Figura 8, en donde a, Montajes de imágenes fijas de animales caminando en campo abierto en "lesión solamente" (fila superior) y "armazón con dosis altas de hNSCs" (fila inferior). b, Puntuaciones de deambulación BBB de campo abierto con lesión lateral. Las puntuaciones absolutas de los grupos tratados con hNSCs sembrados en armazones únicos (es decir, 16-17 en promedio) son significativamente más altas que las del grupo de "solo hNSCs" (puntuación de BBB de 9 en promedio; PAG= 0,004 para la dosis regular, PAG<0,001 para dosis altas), grupo "solo armazón" (PAG= 0,004 para la dosis regular, PAG= 0,001 para la dosis alta), y el grupo "solo lesión" (P <0,001 para la dosis regular, PAG= 0,001 para dosis altas, ANOVA, análisis post hoc de Bonferroni). El grupo de armazón solo recibió polímero PLGA en un diseño de capa porosa única. La velocidad de mejora también muestra un valor significativamente mayor en hNSC sembrado en grupos de armazones que en el grupo "solo CVNS" (PAG= 0,004 para la dosis regular, PAG<0,001 para dosis altas, mediciones repetidas de dos maneras de ANOVA), grupo de armazón (PAG= 0,004 para la dosis regular, PAG<0,001 para dosis altas), y el grupo "solo lesión" (PAG= 0,004 para la dosis regular, PAG<0,001 para dosis altas). c, Pruebas de plano inclinado. Cuando se mira hacia abajo, las ratas tratadas con hNSC + armazones podían estabilizar sus cuerpos en tablas inclinadas en ángulos significativamente más altos (prueba de Kruskal-Wallis, PAG<0,001). Los análisis paramétrico y no paramétrico revelan resultados similares. d, Puntuaciones del reflejo de retirada del dolor. El panel de la curva izquierda es el porcentaje de animales en cada grupo con una puntuación de 2, correspondiente a la respuesta normal. El panel de la derecha es el porcentaje de animales en cada grupo con una puntuación de 3, lo que indica una respuesta hiperactiva. Los dos paneles indican consistentemente que los grupos que recibieron hNSCs sembrados en armazones individuales mostraron un reflejo significativamente mejorado de la extremidad posterior que se correlacionó con las dosis de hNSC ( prueba %2de independencia de Pearson). e, Porcentaje de animales en cada grupo que demuestra un reflejo de enderezamiento normal. Los grupos que recibieron hNSCs sembrados en armazones únicos tuvieron un porcentaje significativamente mayor de ratas que recuperaron su reflejo de enderezamiento, en comparación con otros grupos (prueba %2 de Pearson).

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REIVINDICACIONES

1. Un artículo médico para implantar dentro de la médula espinal de un paciente, que comprende un armazón único poroso que comprende (1) una mezcla 50:50 de poli (ácido láctico-co-glicólico) y (2) un copolímero de bloque de poli (ácido láctico-co-glicólico)-lisina.
2. Un artículo médico de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el (1) poli (ácido láctico-co-glicólico) tiene un peso molecular medio de entre Mn 20.000 y 50.000.
3. Un artículo médico según la reivindicación 1 o 2, donde el (2) copolímero de bloque de poli (ácido láctico-co- glicólico)-polilisina comprende un bloque de poli (ácido láctico-co-glicólico) que tiene un peso molecular medio de entre 20.000 Mn y 50.000; y un bloque de polilisina que tiene un peso molecular medio de entre Mn 1.000 y 3.000.
4. Un artículo médico según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en el que el armazón se degrada in vivo en 30 a 60 días.
5. Un artículo médico según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que el armazón es un cilindro.
6. Un artículo médico según la reivindicación 5, en el que el cilindro es hueco.
7. Un artículo médico según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que el armazón es moldeable.
8. Un artículo médico según la reivindicación 5, en el que el artículo tiene un diámetro total de entre 0,1 micrómetros y 10 milímetros.
9. Un artículo médico de acuerdo con la reivindicación 8, en el que el armazón tiene un diámetro total de entre 1 milímetro y 5 milímetros.
10. Un artículo médico según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende además uno o más agentes medicinales depositados sobre el armazón.
11. Un artículo médico según la reivindicación 10, en el que los uno o más agentes medicinales se seleccionan del grupo que consiste en agentes antiinflamatorios, factores de crecimiento y células madre.
12. Un artículo médico de acuerdo con la reivindicación 11, en el que las células madre se seleccionan del grupo que consiste en células madre neuronales y células madre mesenquimales.
13. Un artículo médico según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que el armazón es biodegradable y/o bioabsorbible.
14. Un artículo médico de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, en el que el armazón es más largo que la longitud de un área lesionada de una lesión de la médula espinal.
15. Un artículo médico según la reivindicación 14, en el que el armazón es aproximadamente 1,5 veces más largo que la longitud del área lesionada de la lesión de la médula espinal.
16. Un conjunto que comprende en uno o más recipientes un artículo médico para implantar dentro de la médula espinal de un paciente, que consiste en un artículo médico como se define en una cualquiera de las reivindicaciones 1-15, y las instrucciones para su uso.