ES2856830T3

ES2856830T3 - Glicosaminoglicano y materiales poliméricos sintéticos para aplicaciones en contacto con la sangre

Info

Publication number: ES2856830T3
Application number: ES13760533T
Authority: ES
Inventors: Susan James; Iv Harold Dean; Lakshmi Prasad Dasi; Marcio Forleo; Ketul Popat; Nicole Lewis; David Alois Prawel
Original assignee: Colorado State University Research Foundation
Current assignee: Colorado State University Research Foundation
Priority date: 2012-03-12
Filing date: 2013-03-11
Publication date: 2021-09-28
Anticipated expiration: 2033-03-11
Also published as: CA2866315C; AU2013232382A1; EP2825203B1; AU2013232382B2; CA2866315A1; US20150196688A1; IN2014DN07588A; US10071186B2; EP2825203A1; NZ629494A; EP2825203A4; WO2013138240A1

Abstract

Compuesto, que comprende: un polímero huésped seleccionado de entre el grupo que consiste en polietileno de baja densidad (LDPE), polietileno lineal de baja densidad (LLDPE), tereftalato de polietileno (PET), politetrafluoroetileno (PTFE), polipropileno (PP), poliuretano, policaprolactona (PCL), polidimetilsiloxano (PDMS), polimetilmetacrilato (PMMA) y polioximetileno (POM); y una molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la molécula invitada está dispuesta dentro del polímero huésped, y donde la molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada, de manera que las moléculas invitadas enlazadas covalentemente interpenetren las moléculas del polímero huésped a escala nanométrica.

Description

DESCRIPCIÓN

Glicosaminoglicano y materiales poliméricos sintéticos para aplicaciones en contacto con la sangre

REFERENCIA CRUZADA A SOLICITUDES RELACIONADAS

[0001] La presente solicitud reivindica prioridad del documento estadounidense número de serie 61/609,818 presentado el 12 de marzo de 2012.

CAMPO DE LA INVENCIÓN

[0002] Los aspectos de la presente invención se refieren a materiales biocompatibles y aparatos y métodos médicos. De forma más específica, la presente invención se refiere a un compuesto biocompatible, como una red polimérica interpenetrante (IPN, por sus siglas en inglés), y aparatos fabricados a partir de esos compuestos, como válvulas cardíacas y otros dispositivos que entran en contacto con la sangre.

ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN

[0003] Los reemplazos de válvulas cardíacas (VC) de válvulas cardíacas enfermas por prótesis son comunes y a menudo salvan la vida de pacientes con lesiones valvulares importantes, estenosis o regurgitación. Dependiendo de la gravedad de la enfermedad, el reemplazo de VC es un procedimiento costoso pero fundamental utilizado para restaurar el correcto funcionamiento de una válvula, con un número creciente de reemplazos cada año. Por ejemplo, en 2012 se realizaron más de 290000 procedimientos de VC en todo el mundo. Se estima que ese número se triplicará por encima de los 850000 en 2050. Por lo tanto, la demanda de VC artificiales está creciendo a un ritmo de un 10-12 % al año. Con los cambios demográficos y las opciones de estilo de vida, está aumentando la demanda de prótesis más duraderas y biocompatibles. Los factores que respaldan la necesidad de aumentar los esfuerzos de investigación en los reemplazos de VC incluyen, sin carácter limitativo, una creciente población estadounidense mayor de 65 años, una creciente esperanza de vida y una creciente incidencia de las valvulopatías cardíacas.

[0004] Las válvulas cardíacas mecánicas, que no tienen un componente biológico, son trombogénicas, y provocan la formación de trombos y tromboembolias. Por este motivo, la anticoagulación para las VC mecánicas ha de ser fuerte. Las válvulas cardíacas bioprotésicas, fabricadas a partir de valvas aórticas porcinas fijas o pericardio bovino, no presentan problemas de trombogenicidad a largo plazo en pacientes sin otros factores de riesgo, pero tienen una vida útil más corta debido a las malas características de fatiga utilizadas en los tejidos naturales. Los reemplazos de VC se revisan con frecuencia debido a esta tendencia de las válvulas cardíacas mecánicas a formar trombos y la falta de durabilidad de las válvulas cardíacas bioprotésicas. La necesidad de biomateriales mejorados en la terapia de VC se ha intensificado recientemente con la llegada de los enfoques mínimamente invasivos, que actualmente utilizan VC bioprotésicas en un stent o estructura desplegable, pero sufren los mismos inconvenientes que afectan a las VC bioprotésicas tradicionales. Por lo tanto, se necesita aumentar la longevidad y reducir la trombogenicidad de las VC y reducir el número de cirugías de revisión que se llevan a cabo cada año. En concreto, se necesita una hemocompatibilidad mejorada de las valvas poliméricas de las válvulas cardíacas, lo que resulta sencillo y económico de producir e implementar quirúrgicamente. También se necesitan VC diseñadas específicamente para una futura configuración de VC mínimamente invasiva, y para injertos vasculares de pequeño diámetro que no sufran una mala permeabilidad debido a la hiperplasia de la íntima y la formación de trombos.

[0005] US 4,500,676 describe materiales poliméricos biocompatibles con un recubrimiento de ácido hialurónico sobre la superficie del material polimérico, disperso por todo el cuerpo del material polimérico, o ambos. El ácido hialurónico sobre la superficie del material polimérico puede estar opcionalmente reticulado. Los materiales poliméricos biocompatibles se utilizan en la fabricación de diversos dispositivos protésicos, entre los que se incluyen válvulas cardíacas, lentes intraoculares, injertos vasculares, cables de marcapasos y similares.

BREVE SUMARIO DE LA INVENCIÓN

[0006] La presente invención proporciona un compuesto según la reivindicación 1. El compuesto comprende un polímero huésped y una molécula invitada que comprende ácido hialurónico dispuesta dentro del huésped. También se proporciona un dispositivo en contacto con la sangre formado a partir de dicho compuesto. En las reivindicaciones dependientes se exponen otras características de la invención.

[0007] Se mejora la química de la superficie del polímero para un uso in vivo a largo plazo. La producción comercial de materiales que contienen hialuronano es factible y asequible. El peso molecular alto permite la producción de un compuesto entre hialuronano y polímeros sintéticos, manteniendo las propiedades físicas deseables del polímero huésped, como su resistencia y durabilidad, con la biocompatibilidad y la hidrofilicidad añadidas del hialuronano en una forma mucho más duradera que el mero injerto o recubrimiento de la superficie.

[0008] En algunos modos de realización, esta exposición proporciona un compuesto, que comprende: un polímero huésped seleccionado de entre el grupo que consiste en polietileno de baja densidad (LDPE), polietileno lineal de baja densidad (LLDPE), tereftalato de polietileno (PET), politetrafluoroetileno (PTFE), y polipropileno (PP), poliuretano, policaprolactona (PCL), polidimetilsiloxano (PDMS), polimetilmetacrilato (PMMA) y polioximetileno (POM); y una molécula invitada que comprende un glicosaminoglicano (GAG); donde la molécula invitada está dispuesta dentro del polímero huésped, y donde la molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada. En concreto, el GAG es ácido hialurónico.

[0009] El PET puede ser una tela. El PTFE puede ser PTFE expandido (ePTFE). El polímero huésped puede ser una película con un grosor de 25 pm a 100 pm, por ejemplo, 50 pm. El porcentaje de cristalinidad del compuesto puede ser de un 10 % a un 65 %, por ejemplo, de un 25 % a un 40 %.

[0010] El porcentaje de moléculas invitadas reticuladas dentro del compuesto es de un 0,2 % a un 3,5 % o superior. La concentración de molécula invitada en el compuesto puede ser mayor cerca de la superficie del polímero huésped que en el núcleo del polímero huésped, o puede estar distribuida de manera uniforme por todo el polímero huésped. El módulo del compuesto puede ser de 70 MPA a 100 MPA, o puede ser considerablemente similar al módulo del polímero huésped. La elongación de rotura del compuesto puede ser de un 100 % a un 1000 %, por ejemplo, de un 450 % a un 900 %. El ángulo de contacto acuoso del compuesto puede ser de 10° a 90°, por ejemplo, de 40° a 80°. El peso molecular medio de la molécula invitada puede ser de 0,75 kDa a 1500 kDa, por ejemplo, de 1 kDa a 10 kDa.

[0011] En otro modo de realización, esta exposición proporciona un método para preparar un compuesto, que comprende: proporcionar un polímero huésped seleccionado de entre el grupo consistente en polietileno de baja densidad (LDPE), polietileno lineal de baja densidad (LLDPE), tereftalato de polietileno (PET) y politetrafluoroetileno (PTFE); proteger una molécula invitada que comprende ácido hialurónico con un grupo protector antes de la etapa de remojo; remojar el polímero huésped en una solución de molécula invitada protegida, donde la molécula invitada está dispuesta dentro del polímero huésped; exponer el polímero huésped remojado a un agente de reticulación, donde la molécula invitada protegida está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada protegida; y desproteger la molécula invitada protegida para eliminar el grupo protector. El método puede comprender además la eliminación del solvente del polímero huésped remojado. El método también puede comprender la inmersión del compuesto es una segunda solución de una molécula invitada.

[0012] El grupo protector puede ser un grupo trialquilsililo, por ejemplo, un grupo trimetilsililo. El solvente pueden ser xilenos. La etapa de remojo puede producirse a una temperatura de 25 0C a 100 0C, por ejemplo, de 45 0C a 65 0C. La etapa de remojo puede tener una duración de 10 minutos a 90 minutos, por ejemplo, 60 minutos. La concentración de la molécula invitada en la solución puede ser de 0,5 mg/mL a 250 mg/mL, por ejemplo, de 1,5 mg/mL a 150 mg/mL, o de 2,5 mg/mL a 50 mg/mL. El agente de reticulación puede ser un diisocianato, como poli(hexametilendiisocianato). La etapa de secado puede producirse al vacío.

[0013] En otros modos de realización, esta exposición proporciona un dispositivo en contacto con la sangre, formado a partir de un compuesto que comprende: un polímero huésped seleccionado de entre el grupo que consiste en polietileno de baja densidad (LDPE), polietileno lineal de baja densidad (LLDPE), tereftalato de polietileno (PET), y politetrafluoroetileno (PTFE); y una molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la molécula invitada está dispuesta dentro del polímero huésped, y donde la molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada.

[0014] El dispositivo puede seleccionarse de entre el grupo consistente en válvula cardíaca, injerto vascular, catéter intravascular, sensor, stent, anillo, aislante para cables eléctricos, circuito de bucle sanguíneo extracorpóreo, dispositivo de asistencia cardíaca implantable para soporte circulatorio prolongado, dispositivo de asistencia ventricular izquierda (DAVI), trenza de polietileno, cordón artificial, cable, sutura, cable de catéter central insertado periféricamente (PICC, por sus siglas en inglés), tapón de fístula, membrana, bolsa de sangre; equipo y materiales de procesamiento, transporte y almacenamiento de sangre; conector Luer, parche de aneurisma, conducto, espiral, bomba de rodillo, foramen oval persistente (PFO, por sus siglas en inglés), parche de reconstrucción, dispositivo transapical, herramienta de angioplastia, cánula y anillo de anuloplastia. En un modo de realización concreto, el dispositivo es una válvula cardíaca.

[0015] El compuesto, tras el contacto con la sangre, puede reducir considerablemente la trombogénesis o mejorar considerablemente la endotelialización en comparación con el polímero huésped sin una molécula invitada dispuesta en su interior. El dispositivo puede ser un injerto vascular, en concreto donde el polímero huésped es PTFE expandido (ePTFE) y el injerto vascular es un injerto vascular de pequeño diámetro.

[0016] En otro modo de realización, esta exposición proporciona una válvula cardíaca, que comprende: una valva formada a partir de un primer compuesto que comprende un primer polímero huésped seleccionado de entre el grupo que consiste en polietileno de baja densidad (LDPE), película de polietileno lineal de baja densidad (LLDPE) y tela de tereftalato de polietileno (PET), y una primera molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la primera molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y donde la primera molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada. La válvula cardíaca puede comprender además un anillo de costura fabricado a partir de un segundo compuesto, que comprende un segundo polímero huésped que comprende tela de PET, y una segunda molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la segunda molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y donde la segunda molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra segunda molécula invitada.

[0017] El primer polímero huésped puede tener un grosor de 25 pm a 100 pm, por ejemplo, 50 pm. El porcentaje de cristalinidad del compuesto puede ser de un 10 % a un 65 %, por ejemplo, de un 25 % a un 40 %. El porcentaje de moléculas invitadas reticuladas dentro del primer compuesto puede ser de un 0,2 % a un 3,5 % o superior. La concentración de la primera molécula invitada en el primer compuesto puede ser mayor en la superficie del primer polímero huésped que en el núcleo del primer polímero huésped. El módulo del primer compuesto puede ser de 70 MPA a 100 MPA. La elongación de rotura del primer compuesto puede ser de un 450 % a un 900 %. El ángulo de contacto acuoso del primer compuesto puede ser de 40° a 80°. El peso molecular medio de la primera molécula invitada puede ser de 1 kDa a 10 kDa.

[0018] En otro modo de realización, la presente exposición proporciona un injerto vascular formado a partir de un compuesto que comprende un polímero huésped que comprende politetrafluoroetileno (PTFE); y una molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la molécula invitada está dispuesta dentro del polímero huésped, y donde la molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada. En concreto, el PTFE puede ser PTFE extendido, y el injerto vascular puede ser un injerto vascular de pequeño diámetro.

[0019] En otros modos de realización, la presente exposición proporciona una válvula cardíaca, que comprende: un disco basculante formado a partir de un primer compuesto, que comprende: un primer polímero huésped que comprende polietileno de peso molecular ultra alto (UHMWPE), y una primera molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la primera molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y donde la primera molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada; y un anillo de sutura fabricado a partir de un segundo compuesto, que comprende: un segundo polímero huésped que comprende tela de PET, y una segunda molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la segunda molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y donde la segunda molécula invitada está covalentemente enlazada a al menos una otra segunda molécula invitada.

[0020] En otros modos de realización, la presente exposición proporciona una válvula cardíaca, que comprende: una bola formada a partir de un primer compuesto, que comprende: un primer polímero huésped que comprende polioximetileno (POM), y una primera molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la primera molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y donde la primera molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada; y una jaula fabricada a partir de un segundo compuesto, que comprende: un segundo polímero huésped, y una segunda molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la segunda molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y donde la segunda molécula invitada está covalentemente enlazada a al menos una otra segunda molécula invitada.

[0021] A menos que se definan de otra forma, todos los términos técnicos y científicos utilizados en el presente documento tienen el mismo significado que el que entienden habitualmente los expertos en la materia a la que pertenece la presente invención en el momento de presentación. Si se define de manera específica, entonces la definición proporcionada en la presente memoria prevalece sobre cualquier diccionario o definición extrínseca. Asimismo, a menos que el contexto requiera lo contrario, los términos en singular incluirán el plural, y los términos en plural incluirán el singular. En el presente documento, la utilización de "o" significa "y/o" a menos que se indique otra cosa.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS

[0022]

La FIG. 1 muestra tres tipos básicos de válvulas cardíacas mecánicas: (a) válvula de bola enjaulada, (b) válvula de disco basculante, y (c) válvula de doble valva.

La FIG. 2 muestra tres tipos de válvulas cardíacas bioprotésicas: (a) válvula porcina con stent, (b) válvula pericárdica bovina con stent, y (c) válvula porcina sin stent.

La FIG. 3 representa un método utilizado para fabricar Biopoly®.

La FIG. 4 muestra el cambio porcentual de volumen de la película comercial Dowlex™ 2344 LLDPE en xilenos a diferentes temperaturas.

La FIG. 5 muestra el cambio porcentual de volumen de la película comercial Dowlex™ 2056 LLDPE en xilenos a diferentes temperaturas.

La FIG. 6 muestra el cambio porcentual de volumen de la película comercial Dowlex™ 2036G LLDPE en xilenos a diferentes temperaturas.

La FIG. 7 muestra el cambio porcentual de volumen de la película comercial Dowlex™ 2036G LLDPE en xilenos a diferentes temperaturas.

La FIG. 8 muestra el cambio porcentual de volumen de la tela de PET comercial en xilenos a diferentes temperaturas.

La FIG. 9 muestra el cambio porcentual de volumen de la tela de PET en xilenos a diferentes temperaturas.

La FIG. 10 muestra la cristalinidad de Dowlex™ 2344 LLDPE comercial después del hinchamiento a diferentes temperaturas.

La FIG. 11 muestra el módulo de elasticidad de Dowlex™ 2344 LLDPE comercial después del hinchamiento a diferentes temperaturas.

La FIG. 12 muestra la cristalinidad de Dowlex™ 2056 LLDPE comercial después del hinchamiento a diferentes temperaturas.

La FIG. 13 muestra el módulo de elasticidad de Dowlex™ 2056 LLDPE comercial después del hinchamiento a diferentes temperaturas.

La FIG. 14 muestra la cristalinidad de Dowlex™ 2036G LLDPE comercial después del hinchamiento a diferentes temperaturas.

La FIG. 15 muestra el módulo de elasticidad de Dowlex™ 2036G LLDPE comercial después del hinchamiento a diferentes temperaturas.

La FIG. 16 muestra la cristalinidad de Dowlex™ 2036G LLDPE comercial después del hinchamiento a diferentes temperaturas.

La FIG. 17 muestra el contenido de AH (en % en peso) para muestras de LLDPE tratadas.

La FIG. 18 muestra la viscosidad de la solución de AH.

La FIG. 19 muestra el contenido de AH (en % en peso) para muestras de PET tratadas.

La FIG. 20 muestra el módulo de elasticidad y el límite de elasticidad de la película de LLDPE de referencia y las muestras de LLDPE tratadas utilizando los parámetros de tratamiento enumerados en la tabla 1.

La FIG. 21 muestra la elongación de rotura de la película de LLDPE de referencia y las muestras de LLDPE tratadas utilizando los parámetros de tratamiento enumerados en la tabla 1.

La FIG. 22 muestra los valores de resistencia a la flexión para el tejido de referencia y todas las muestras de LLDPE tratadas y sin tratar utilizando los parámetros de tratamiento enumerados en la tabla 1.

La FIG. 23 muestra los valores de resistencia a la flexión para el tejido de referencia y todas las muestras de PET tratadas y sin tratar utilizando los parámetros de tratamiento enumerados en la tabla 1.

La FIG. 24 muestra una correlación entre el contenido de AH y el ángulo de contacto para las muestras de LLDPE tratadas que no recibieron una inmersión en AH adicional.

La FIG. 25 muestra una correlación no significativa entre el contenido de AH en masa y el ángulo de contacto para las muestras de LLDPE tratadas que sí recibieron una inmersión en AH adicional debido al mayor contenido de AH en la superficie.

La FIG. 26 muestra muestras de tela de PET teñidas con TBO.

La FIG. 27 muestra la resistencia a la coagulación (absorbancia de hemoglobina libre) de las muestras no sumergidas para los puntos de tiempo de 30 minutos y 60 minutos. La línea continua horizontal es la media, y las líneas discontinuas por encima y por debajo de la línea continua horizontal son la ±a. Los ángulos de contacto y las imágenes superpuestas se muestran para 10 minutos después de la aplicación de gotas. El asterisco indica diferencias considerables (p < 0,05) con respecto al LLDPE de referencia.

La FIG. 28 muestra la resistencia a la coagulación en el eje izquierdo (absorbancia de hemoglobina libre) de las muestras sumergidas para los puntos de tiempo de 30 minutos y 60 minutos. La línea continua horizontal es la media, y las líneas discontinuas por encima y por debajo de la línea continua horizontal son la ±a. Ángulos de contacto (eje derecho) e imágenes superpuestas 10 minutos después de la aplicación de gotas. El asterisco indica diferencias considerables (p < 0,05) con respecto al LLDPE de referencia.

La FIG. 29 muestra la resistencia a la coagulación resultante (en relación con la absorbancia de hemoglobina) frente al tiempo para el LLDPE-T-2.5-Sumergido.

La FIG. 30 muestra las concentraciones de hemoglobina libre resultantes (en relación con la absorbancia) de las muestras de PET para los puntos de tiempo de 30 minutos y 60 minutos.

La FIG. 31 muestra las imágenes de microscopía electrónica de barrido (SEM, por sus siglas en inglés) de las muestras de LLDPE antes de la coagulación de la sangre en comparación con el mismo microcompuesto y muestras de referencia después de la coagulación de la sangre completa de 30 minutos.

La FIG. 32 muestra las imágenes SEM de las muestras de LLDPE antes de la coagulación de la sangre en comparación con el mismo microcompuesto y muestras de referencia después de la coagulación de la sangre completa de 60 minutos.

La FIG. 33 muestra las imágenes SEM de las muestras de PET antes de la coagulación de la sangre en comparación con el mismo microcompuesto y muestras de referencia después de la coagulación de la sangre completa de 30 minutos.

La FIG. 34 muestra las imágenes SEM de las muestras de PET antes de la coagulación de la sangre en comparación con el mismo microcompuesto y muestras de referencia después de la coagulación de la sangre completa de 60 minutos.

La FIG. 35 muestra la adhesión y la activación plaquetaria del LLDPE de referencia (A) y el LLDPE-T-1.0 (B). La FIG. 36 muestra datos representativos de plaquetas sobre carbono pirolítico (A), polietileno (B), pericardio bovino fijado con glutaraldehído (GFBP, por sus siglas en inglés) (C) y GFPB con heparina (D).

La FIG. 37 muestra un único fotograma del estudio cinemático de valvas a alta velocidad (1000 fps) de la VC de compuesto en la posición aórtica durante la diástole (A) y la sístole (B).

La FIG. 38 muestra curvas de índice de flujo medido para las VC de compuesto analizadas bajo una presión aórtica media de 100 mmHg y un gasto cardíaco de 5 litro/min (Izquierda)

La FIG. 39 muestra una VC de compuesto lista para la implantación in vivo.

La FIG. 40 muestra un modelo de aorta recta ópticamente transparente con tres senos.

La FIG. 41 muestra un esquema del simulador fisiológico del corazón izquierdo para las pruebas hemodinámicas invitro, velocimetría de imágenes de partículas con resolución temporal y mediciones de la cinemática de las válvulas. La FIG. 42 muestra un ejemplo del campo de velocidad turbulento medido aguas abajo de la VC de compuesto utilizando TRPIV.

La FIG. 43 representa una sección transversal de un dispositivo médico, que está recubierto con una molécula invitada y contiene una molécula invitada reticulada.

La FIG. 44 representa la tinción con TBO, que indica que el ePTFE absorbió el sili1HA-CTA utilizando el método de remojo durante 15 minutos, seguido de hidrólisis.

DESCRIPCIÓN DETALLADA

[0023] Muchos dispositivos médicos entran en contacto con la sangre, entre los que se incluyen válvulas cardíacas, conductos vasculares, injertos vasculares, catéteres, herramientas y stents. Es deseable que las superficies en contacto con la sangre resistan la coagulación sanguínea y la trombogénesis. Las composiciones y métodos presentados en la presente memoria proporcionan dicha hemocompatibilidad, y lo hacen con resiliencia y gran estabilidad.

[0024] Para ilustrar este concepto, la FIG. 43 muestra una sección transversal 100 de un dispositivo médico con superficie 10 y sustrato 20. La superficie 10 está modificada con un recubrimiento de una molécula invitada. El sustrato 20 está interpenetrado con una molécula invitada. El primer plano 200 amplia una parte de la sección transversal 100. La molécula invitada 30 (AH) está enlazada covalentemente a la superficie 15, formando un recubrimiento sobre la superficie 15. Bajo la superficie, las moléculas invitadas están enlazadas covalentemente entre sí dentro del sustrato 25, formando una red 40. De esta manera, las moléculas invitadas 30, 40 están estabilizadas contra la degradación no deseable a la vez que proporcionan propiedades biológicas beneficiosas, como resistencia a la coagulación sanguínea y a la trombogénesis, o favorecimiento de la endotelización. Al mismo tiempo, el sustrato 20 mantiene las propiedades mecánicas que lo hacen útil como material para la construcción de dispositivos médicos, como válvulas cardíacas y stents vasculares.

I. Compuesto

[0025] El sustrato puede comprender un compuesto. El compuesto puede ser una red polimérica interpenetrante (IPN, por sus siglas en inglés), que es una mezcla de molécula invitada protegida y un polímero huésped, donde las moléculas invitadas se han reticulado entre sí. Un compuesto es un material hecho de dos o más componentes que se combinan o se mezclan físicamente entre sí. Los componentes pueden enlazarse covalentemente con componentes del mismo tipo o de otro. En concreto, ambos componentes pueden ser polímeros. En general, en una IPN, al menos un componente se sintetiza o se reticula en presencia del otro, aunque los dos componentes pueden enlazarse conjuntamente. Las semi-IPN entran dentro de la categoría de IPN y, por lo tanto, de los compuestos. La interpenetración puede producirse a escala nanométrica, a escala micrométrica, o ambas. «Microcompuesto» se refiere a un compuesto en el que la interpenetración de la molécula invitada se produce sustancialmente a escala micrométrica, pero no excluye la interpenetración y la reticulación a escala nanométrica. El término «compuesto» no limita la escala a la que el polímero huésped y la molécula invitada interactúan entre sí.

[0026] Las propiedades mecánicas y físicas del compuesto, como su porcentaje de cristalinidad, módulo, elongación de rotura y ángulo de contacto acuoso, pueden ser considerablemente similares a las propiedades del polímero huésped. El compuesto puede ser amorfo, semicristalino o cristalino. El porcentaje de cristalinidad del compuesto puede ser, por ejemplo, de aproximadamente 0 % a aproximadamente 100 %, de aproximadamente 5 % a aproximadamente 90 %, de aproximadamente 10 % a aproximadamente 65 %, como de aproximadamente 25 % a aproximadamente 40 %, de aproximadamente 10 % a aproximadamente 15 %, de aproximadamente 15 % a aproximadamente 20 %, de aproximadamente 20 % a aproximadamente 25 %, de aproximadamente 25 % a aproximadamente 30 %, de aproximadamente 30 % a aproximadamente 35 %, de aproximadamente 35 % a aproximadamente 40 %, de aproximadamente 40 % a aproximadamente 45 %, de aproximadamente 45 % a aproximadamente 50 %, de aproximadamente 50 % a aproximadamente 55 %, de aproximadamente 55 % a aproximadamente 60 %, o de aproximadamente 60 % a aproximadamente 65 %.

[0027] El módulo del compuesto puede ser de aproximadamente 0,1 MPA a aproximadamente 5200 MPA, por ejemplo, de aproximadamente 10 MPA a aproximadamente 900 MPA, de aproximadamente 140 MPA a aproximadamente 1 550 MPA, de aproximadamente 180 MPA a aproximadamente 500 MPA, o de aproximadamente 1800 MPA a aproximadamente 5200 MPA. En algunos modos de realización, el módulo del compuesto puede ser de aproximadamente 50 MPA a aproximadamente 150 MPA, por ejemplo, de aproximadamente 70 MPA a aproximadamente 100 MPA, como de aproximadamente 70 MPA a aproximadamente 80 MPA, de aproximadamente 80 MPA a aproximadamente 90 MPA, o de aproximadamente 90 MPA a aproximadamente 100 MPA. En otros modos de realización, el módulo del compuesto puede ser de aproximadamente 0,1 MPA a aproximadamente 10 MPA, por ejemplo, de aproximadamente 0,2 MPA a aproximadamente 1 MPA, como de aproximadamente 0,2 MPA a aproximadamente 0,3 MPA, de aproximadamente 0,3 MPA a aproximadamente 0,4 MPA, de aproximadamente 0,4 MPA a aproximadamente 0,5 MPA, de aproximadamente 0,5 MPA a aproximadamente 0,6 MPA, de aproximadamente 0,6 MPA a aproximadamente 0,7 MPA, de aproximadamente 0,7 MPA a aproximadamente 0,8 MPA, de aproximadamente 0,8 MPA a aproximadamente 0,9 MPA, de aproximadamente 0,9 MPA a aproximadamente 1,0 MPA. En otros modos de realización adicionales, el módulo del compuesto puede ser de aproximadamente 1800 MPA a aproximadamente 5200 MPA, como de aproximadamente 1800 MPA a aproximadamente 2000 MPA, de aproximadamente 2000 MPA a aproximadamente 2 500 MPA, de aproximadamente 2500 MPA a aproximadamente 3000 MPA, de aproximadamente 3000 MPA a aproximadamente 3500 MPA, de aproximadamente 3500 MPA a aproximadamente 4000 MPA, de aproximadamente 4 000 MPA a aproximadamente 4500 MPA, o de aproximadamente 4500 MPA a aproximadamente 5000 MPA.

[0028] La elongación de rotura del compuesto puede ser de aproximadamente 50 % a aproximadamente 1500 %, por ejemplo, de aproximadamente 100 % a aproximadamente 1000 %, como de aproximadamente 200 % a aproximadamente 900 %, de aproximadamente 450 % a aproximadamente 500 %, de aproximadamente 500 % a aproximadamente 550 %, de aproximadamente 550 % a aproximadamente 600 %, de aproximadamente 600 % a aproximadamente 650 %, de aproximadamente 650 % a aproximadamente 700 %, de aproximadamente 700 % a aproximadamente 750 %, de aproximadamente 750 % a aproximadamente 800 %, de aproximadamente 800 % a aproximadamente 850 %, o de aproximadamente 850 % a aproximadamente 900 %. En algunos modos de realización, la elongación de rotura del compuesto puede ser de aproximadamente 1000 % a aproximadamente 1500 %, como de aproximadamente 1000 % a aproximadamente 1100 %, de aproximadamente 1100 % a aproximadamente 1200 %, de aproximadamente 1200 % a aproximadamente 1300 %, de aproximadamente 1300 % a aproximadamente 1400 %, o de aproximadamente 1400 % a aproximadamente 1500 %.

[0029] El ángulo de contacto acuoso en la superficie del compuesto puede ser de aproximadamente 10° a aproximadamente 90°, por ejemplo, de aproximadamente 40° a aproximadamente 80°, como de aproximadamente 40° a aproximadamente 45°, de aproximadamente 45° a aproximadamente 50°, de aproximadamente 40° a aproximadamente 45°, de aproximadamente 45° a aproximadamente 50°, de aproximadamente 50° a aproximadamente 55°, de aproximadamente 55° a aproximadamente 60°, de aproximadamente 60° a aproximadamente 65°, de aproximadamente 65° a aproximadamente 70°, de aproximadamente 70° a aproximadamente 75°, o de aproximadamente 75° a aproximadamente 80°.

A. Polímero huésped

[0030] En el compuesto, el polímero huésped puede ser cualquier polímero hidrófobo con propiedades mecánicas adecuadas para la aplicación del material. Los ejemplos de polímeros huésped adecuados incluyen, sin carácter limitativo, poliolefinas, como polietileno (PE), polietileno de peso molecular ultra alto (UHMWPE), polietileno de baja densidad (LDPE), polietileno lineal de baja densidad (LLDPE), poliuretano, policaprolactona (PCL), polidimetilsiloxano (PDMS), polimetilmetacrilato (PMMA); polioximetileno (POM), como Delrin™; poliésteres, como tereftalato de polietileno (PET) o Dacron™; o politetrafluoroetileno (PTFE), como Teflon™. Las técnicas de procesamiento por extrusión y sinterización pueden hacer el PTFE más poroso, formando PTFE expandido (ePTFE), que no es biodegradable.

[0031] El polímero huésped puede ser un polvo, película, tela (tejida o no tejida), u otra forma similar. El polímero huésped puede ser moldeado, extrudido con pistón, soplado, una resina virgen o una espuma expandida. En general, el polímero huésped puede ser poroso, como una tela, un soporte electrohilado o un constructo sinterizado. Un polímero huésped puede hincharse en un solvente orgánico.

[0032] En algunos modos de realización, el huésped puede ser un material no polimérico, por ejemplo, un material biológico, como un aloinjerto, xenoinjerto, tejido, submucosa, válvula cardíaca porcina, un injerto de vaso o un injerto de piel. El material biológico puede tener fijación o no, como fijación con glutaraldehído. El huésped también puede ser una espuma metálica, como una espuma de tántalo.

[0033] El polímero huésped puede ser amorfo, semicristalino o cristalino. El porcentaje de cristalinidad del polímero huésped puede ser, por ejemplo, de aproximadamente 10 % a aproximadamente 65 %, como de aproximadamente 25 % a aproximadamente 40 %, de aproximadamente 10 % a aproximadamente 15 %, de aproximadamente 15 % a aproximadamente 20 %, de aproximadamente 20 % a aproximadamente 25 %, de aproximadamente 25 % a aproximadamente 30 %, de aproximadamente 30 % a aproximadamente 35 %, de aproximadamente 35 % a aproximadamente 40 %, de aproximadamente 40 % a aproximadamente 45 %, de aproximadamente 45 % a aproximadamente 50 %, de aproximadamente 50 % a aproximadamente 55 %, de aproximadamente 55 % a aproximadamente 60%, o de aproximadamente 60 % a aproximadamente 65 %.

[0034] El polímero huésped puede ser una película con un grosor de aproximadamente 25 pm a aproximadamente 100 pm, por ejemplo, de aproximadamente 25 pm a aproximadamente 30 pm, de aproximadamente 30 pm a aproximadamente 35 pm, de aproximadamente 35 pm a aproximadamente 40 pm, de aproximadamente 40 pm a aproximadamente 45 pm, de aproximadamente 45 pm a aproximadamente 50 pm, de aproximadamente 50 pm a aproximadamente 55 pm, de aproximadamente 55 pm a aproximadamente 60 pm, de aproximadamente 60 pm a aproximadamente 65 pm, de aproximadamente 65 pm a aproximadamente 70 pm, de aproximadamente 70 pm a aproximadamente 75 pm, de aproximadamente 75 pm a aproximadamente 80 pm, de aproximadamente 80 pm a aproximadamente 85 pm, de aproximadamente 85 pm a aproximadamente 90 pm, de aproximadamente 90 pm a aproximadamente 95 pm, de aproximadamente 95 pm a aproximadamente 100 pm. En un modo de realización concreto, la película tiene un grosor de aproximadamente 50 pm.

[0035] A modo de ejemplo, no hay válvulas de valvas poliméricas clínicamente aceptables disponibles más allá de las utilizadas a corto plazo en los corazones artificiales. Se han usado los poliuretanos en estos dispositivos porque muestran un rendimiento y propiedades mecánicas aceptables a corto plazo. Sin embargo, suelen ser muy vulnerables a muchos tipos de biodegradación y tienen tendencia a calcificarse y finalmente rasgarse y fallar, lo que ha limitado su uso satisfactorio. Las válvulas de policarbonato uretano se desarrollaron para optimizar la hemodinámica con el objetivo de aumentar la durabilidad, pero el material no evita la calcificación. Un material desarrollado originalmente para los injertos vasculares, silsesquioxano oligomérico polihédrico-policarbonato urea uretano (POSS-PCD) al 2 %, muestra buenas propiedades mecánicas debido a la adición del POSS. Sin embargo, tanto el PCD como el POSS-PCD son hidrófobos, con ángulos de contacto acuoso por encima de los 100 grados. Ambas válvulas muestran calcificación durante el rendimiento in vitro.

[0036] Los injertos de ePTFE se utilizan habitualmente en los procedimientos de derivación de las extremidades inferiores donde las arterias tienen un diámetro de 7-9 mm. De forma adicional, los injertos de ePTFE se han utilizado para el acceso a la hemodiálisis en pacientes con insuficiencia renal. Los injertos de ePTFE no desarrollan una capa de células endoteliales, lo que puede conducir a la formación de trombos. Sin embargo, se determinó que la permeabilidad de los injertos de ePTFE en los injertos femoropoplíteos era de aproximadamente un 45 %, mientras que la permeabilidad de los injertos de venas autólogos era de aproximadamente un 77 %. En general, en Reino Unido se prefieren los injertos de ePTFE para la derivación de arterias periféricas, pero muchos estudios no han mostrado diferencias en la permeabilidad a largo plazo entre los injertos de ePTFE y PET.

B. Molécula invitada

[0037] Una razón principal del fallo a largo plazo de los dispositivos que entran en contacto con la sangre es la formación de trombos en una etapa temprana seguida del crecimiento interno excesivo de tejido en una etapa posterior. Una forma eficaz de prevenir la formación de trombos y mejorar el rendimiento de los injertos vasculares es favorecer el crecimiento de las células endoteliales (CE) sobre el dispositivo en contacto con la sangre. Este proceso en el que se forma una fina capa de tejido de recubrimiento sobre la superficie del dispositivo se denomina endotelización. El proceso de endotelización es fundamental para mejorar la biocompatibilidad, así como la antitrombogenicidad del dispositivo después de la implantación. Las CE liberan factores que controlan la trombogénesis, la fibrinólisis y la activación/inhibición de plaquetas. Una clave para la funcionalidad de las células endoteliales es su proliferación en las superficies de los injertos vasculares.

[0038] Una molécula invitada puede proporcionar estas propiedades biológicas beneficiosas, incluida la resistencia a la trombogénesis y la endotelización mejorada. La molécula invitada puede comprender un compuesto seleccionado de entre el grupo consiste en poliiones, polisacáridos, incluidos glicosaminoglicanos (GAG); sales de glicosaminoglicanos, ácidos nucleicos, polivinilpirrolidonas, péptidos, polipéptidos, proteínas, lipoproteínas, poliamidas, poliaminas, polímeros polihidroxílicos, polímeros policarboxílicos, derivados fosforilados de carbohidratos, derivados sulfonados de carbohidratos, interleucina-2, interferón, y oligómeros de fosforotioato con o sin aminoácidos, así como otros polímeros hidrófilos. Los polímeros polihidroxílicos incluyen, por ejemplo, alcohol polivinílico y polietilenglicol. Los polímeros policarboxílicos incluyen, por ejemplo, carboximetilcelulosa, ácido algínico, alginato de sodio y alginato de calcio.

[0039] En algunos modos de realización, la molécula invitada puede ser cualquier glicosaminoglicano (GAG). Los GAG incluyen cualquier grupo de polisacáridos lineales con varias unidades de repetición de disacáridos y que habitualmente se producen en los proteoglicanos, incluidos sulfato de condroitina, sulfato de dermatano, sulfato de heparano y heparina, sulfatos de queratano y ácido hialurónico. Los GAG pueden ser de alto peso molecular, bajo peso molecular u oligoméricos. Los GAG o mucopolisacáridos son polisacáridos largos no ramificados que consisten en una unidad de repetición de disacáridos. La unidad de repetición consiste en una hexosa (azúcar de seis carbonos) o un ácido hexurónico, enlazado a una hexosamina (azúcar de seis carbonos que contiene nitrógeno). En un modo de realización concreto, el GAG es un sulfato de condroitina o un hialuronano, como el ácido hialurónico.

[0040] El hialuronano («ácido hialurónico» o «AH» (HA, por sus siglas en inglés)) es un polisacárido de origen natural que se encuentra en los tejidos y los fluidos corporales de los vertebrados y en algunas bacterias. Es un polímero lineal con un polisacárido lineal de alto peso molecular que contiene residuos alternos de N-acetil-D-glucosamina y ácido D-glucurónico, con concentraciones relativamente altas en el humor vítreo del ojo, el cordón umbilical, el líquido articular sinovial, las crestas de los gallos, y en las valvas de las válvulas cardíacas nativas, en concreto, en las regiones de la válvula sometidas a compresión. Un grupo carboxilo (-COOH) se une a cada unidad de disacárido del ácido hialurónico. Cuando se encuentra en solución en pH fisiológico, el ácido hialurónico se ioniza, dando lugar a -COO cargado negativamente. Las cadenas flexibles cargadas negativamente adquieren una conformación expandida y se entrelazan entre sí a concentraciones muy bajas, actuando como una estructura aleatoria (random coil) rígida. En las soluciones con una mayor concentración de ácido hialurónico, las estructuras aleatorias rígidas se entrelazan, formando soluciones viscoelásticas que retienen el flujo sin gelificar.

[0041] Las soluciones de hialuronano son viscosas a bajos índices de cizallamiento, pero elásticas a altos índices de cizallamiento. La estructura molecular del ácido hialurónico le confiere su propiedad viscoelástica, hidrofilicidad y lubricidad. El uso de AH en un compuesto es más duradero que los recubrimientos y los tratamientos superficiales con heparina. El AH se produce de forma sencilla comercialmente mediante fermentación y su disponibilidad en pesos moleculares altos da lugar a compuestos con moléculas de AH grandes relativamente móviles en la superficie, que deben mejorar la antitrombogenicidad y permitir una expansión comercial eficaz y rentable. El AH también está disponible en formas oligoméricas, lo que permite ajustar efectos biológicos diferentes a los de las especies de peso molecular superior.

[0042] Se sabe que el AH se enlaza a tres receptores diferentes en las CE: CD44, receptor de motilidad mediado por hialuronano (RHAMM, por sus siglas en inglés), y receptor tipo toll 4 (TLR4). CD44 es una glicoproteína de la superficie celular involucrada en las interacciones célula-célula, la migración y la adhesión celular. El RHAMM se localiza normalmente dentro de la célula y puede estar involucrado en las proteínas o canales de transporte, actividad de flipasa y exocitosis. Intracelularmente, el RHAMM está asociado a microtúbulos y desempeña un papel en la regulación de la mitosis. Extracelularmente, el RHAMM está asociado a CD44 y, al enlazarse al AH, activa las vías de señalización intracelular. El TLR4 desempeña un papel fundamental en el reconocimiento de patógenos y la activación de la inmunidad innata, reconociendo los patrones moleculares asociados a patógenos expresados en agentes infecciosos, y mediando en la producción de citoquinas necesarias para desarrollar una inmunidad eficaz. Las CE muestran una expresión mejorada de CD44 y TLR4 en condiciones de inflamación. Se ha demostrado que la interacción del receptor CD44 con el AH mejora la producción de VEGF y, por lo tanto, favorece la proliferación celular. La longitud de la cadena de las moléculas de AH puede afectar significativamente a su interacción con estos receptores en las CE. Es muy probable que las moléculas de AH de cadena más larga tengan ligandos para estos receptores que no son tan accesibles como los de las moléculas de AH de cadena más corta. El AH también puede regular el desarrollo embrionario, la organización de tejidos, la cicatrización de heridas y la angiogénesis.

[0043] Se pueden utilizar complejos salinos de ácido hialurónico en la formación del compuesto. Algunos ejemplos de cationes adecuados incluyen, sin carácter limitativo, cloruro de alquiltrimetilamonio, clorhidrato de alquilamina, cloruro de alquilpiridinio, cloruro de alquildimetilbencil amonio, bromuro de alquiltrimetilamonio, bromhidrato de alquilamina, bromuro de alquilpiridinio y bromuro de alquildimetilbencil amonio. Opcionalmente, el AH se protege temporalmente con un grupo protector.

[0044] El AH puede estar presente en el compuesto desde aproximadamente un 0,001 % hasta aproximadamente un 15 % en peso, o desde un 0,2 % hasta aproximadamente un 1,5 % en peso. En algunos modos de realización, la concentración de AH va de aproximadamente 0,2 % a aproximadamente 10 % en peso, como de aproximadamente 5 % a aproximadamente 10 % en peso, de aproximadamente 0,5 % a aproximadamente 3,5 % en peso, de aproximadamente 0,5 % a aproximadamente 1,0 % en peso, de aproximadamente 1,0 % a aproximadamente 1,5 % en peso, de aproximadamente 1,5 % a aproximadamente 2,0 % en peso, de aproximadamente 2,0 % a aproximadamente 2,5 % en peso, de aproximadamente 2,5 % a aproximadamente 3,0 % en peso, de aproximadamente 3,0 % a aproximadamente 3.5 % en peso, de aproximadamente 3,5 % a aproximadamente 4,0 % en peso, de aproximadamente 4,0 % a aproximadamente 4,5 % en peso, de aproximadamente 4,5 % a aproximadamente 5,0 % en peso, de aproximadamente 5.5 % a aproximadamente 6,0 % en peso, de aproximadamente 7,0 % a aproximadamente 7,5 % en peso, de aproximadamente 7,5 % a aproximadamente 8,0 % en peso, de aproximadamente 8,0 % a aproximadamente 8,5 % en peso, de aproximadamente 8,5 % a aproximadamente 9,0 % en peso, de aproximadamente 9,0 % a aproximadamente 9.5 % en peso, o de aproximadamente 9,5 % a aproximadamente 10,0 % en peso. En otros modos de realización, la concentración de AH en el compuesto puede ser aproximadamente 0,2 %, aproximadamente 0,3 %, aproximadamente 0,4 %, aproximadamente 0,5 %, aproximadamente 0,6 %, aproximadamente 0,7 %, aproximadamente 0,8 %, aproximadamente 0,9 %, aproximadamente 1,1 %, aproximadamente 1,2 %, aproximadamente 1,3 %, aproximadamente 1,4 %, aproximadamente 1,5 %, aproximadamente 1,6 %, aproximadamente 1,7 %, aproximadamente 1,8 %, aproximadamente 1,9 %, aproximadamente 2,0 %, aproximadamente 2,1 %, aproximadamente 2,2 %, aproximadamente 2,3 %, aproximadamente 2,4 %, aproximadamente 2,5 %, aproximadamente 2,6 %, aproximadamente 2,7 %, aproximadamente 2,8 %, aproximadamente 2,9 %, aproximadamente 3,0 %, aproximadamente 3,1 %, aproximadamente 3,2 %, aproximadamente 3,3 %, aproximadamente 3,4 % o aproximadamente 3,5 %.

C. Agentes de reticulación

[0045] Las moléculas invitadas están reticuladas entre sí dentro del polímero huésped. Para conseguir la reticulación, se utilizan agentes reticulantes, como poliisocianatos alifáticos que incluyen, por ejemplo, bis(4 isocianatociclohexil) metano (H12MDI), por ejemplo el disponible de Bayer Corp., Pittsburgh, Pa. bajo la denominación comercial Desmodur™ W; diisocianato de isoforona (IPDI, por sus siglas en inglés), por ejemplo el disponible comercialmente de Huels America, Piscataway, N.J .; diisocianato de hexametileno (HDI, por sus siglas en inglés), por ejemplo el disponible comercialmente de Aldrich Chemical Co., Milwaukee, Wis .; diisocianato de trimetilhexametileno, por ejemplo el disponible comercialmente de Degussa, Corp., Dusseldorf, Alemania bajo la denominación comercial Vestanate™ TMDI; y diisocianato de m-tetrametilxileno (TMXDI, por sus siglas en inglés) por ejemplo el disponible comercialmente de Aldrich Chemical Co., Milwaukee, Wis. Aunque habitualmente se prefieren en menor grado, isocianatos aromáticos tales como diisocianato de difenilmetano (MDI, por sus siglas en inglés), por ejemplo los disponibles comercialmente de Bayer Corp., Pittsburgh, Pa. bajo la denominación comercial Mondur ™ M; también son útiles el 2,4-diisocianato de tolueno (TDI, por sus siglas en inglés), tal como el disponible comercialmente de Aldrich Chemical Co., Milwaukee, Wis., y el 1,4-fenilendiisocianato.

[0046] Los poliisocianatos incluyen derivados de los isocianatos monoméricos enumerados anteriormente. Estos derivados incluyen, sin carácter limitativo, poliisocianatos que contienen grupos biuret, tales como el aducto biuret de diisocianato de hexametileno (HDI, por sus siglas en inglés) disponible en Bayer Corp. bajo la denominación comercial Desmodur™ N-100, poliisocianatos basados en HDI que contienen grupos isocianurato, tales como los disponibles en Bayer Corp. bajo la denominación comercial Desmodur™ N-3300, así como poliisocianatos que contienen grupos uretano, grupos uretdiona, grupos carbodiimida, grupos alofonato y similares. Se prefieren estos derivados porque son poliméricos, muestran presiones de vapor muy bajas y están considerablemente libres de monómero de isocianato. Otros poliisocianatos que se pueden utilizar están disponibles de Bayer Polymers LLC de Pittsburgh, Pa. bajo las denominaciones comerciales Desmodur™ TPLS2294 y Desmodur™ N 3600.

[0047] En un modo de realización concreto, el GAG puede reticularse en los grupos de ácido carboxílico y/o los grupos hidroxilo utilizando poli(etilenglicol) diglicidil éter. El Desmodur™ N-3200, un isocianato de biuret derivado de diisocianato de hexametileno, reticula el ácido hialurónico en los grupos hidroxilo, en lugar de en los grupos de ácido carboxílico, conservando la lubricidad del ácido hialurónico.

[0048] Los GAG de diferentes tamaños, como las moléculas de AH reticuladas, pueden inducir diferentes mecanismos de señalización en las CE para favorecer su adhesión y proliferación. Los rangos de peso molecular para las moléculas invitadas reticuladas pueden variar en función de las condiciones de reticulación y el efecto biológico deseado. En algunos modos de realización, la molécula invitada puede presentar un gran peso molecular, por ejemplo, de aproximadamente 10 kDa a aproximadamente 1 MDa, como de aproximadamente 10 kDa a aproximadamente 50 kDa, de aproximadamente 50 kDa a aproximadamente 100 kDa, de aproximadamente 100 kDa a aproximadamente 200 kDa, de aproximadamente 100 kDa a aproximadamente 200 kDa, de aproximadamente 100 kDa a aproximadamente 200 kDa, de aproximadamente 200 kDa a aproximadamente 300 kDa, de aproximadamente 300 kDa a aproximadamente 400 kDa, de aproximadamente 400 kDa a aproximadamente 500 kDa, de aproximadamente 600 kDa a aproximadamente 700 kDa, de aproximadamente 800 kDa a aproximadamente 900 kDa, o de aproximadamente 900 kDa a aproximadamente 1000 kDa (1 MDa). En otros modos de realización, la molécula invitada puede presentar un peso molecular de aproximadamente 1 kDa a aproximadamente 15 kDa, por ejemplo, de aproximadamente 1 kDa a aproximadamente 10 kDa, como de aproximadamente 1 kDa a aproximadamente 2 kDa, de aproximadamente 2 kDa a aproximadamente 3 kDa, de aproximadamente 3 kDa a aproximadamente 4 kDa, de aproximadamente 4 kDa a aproximadamente 5 kDa, de aproximadamente 5 kDa a aproximadamente 6 kDa, de aproximadamente 6 kDa a aproximadamente 7 kDa, de aproximadamente 7 kDa a aproximadamente 8 kDa, de aproximadamente 8 kDa a aproximadamente 9 kDa, o de aproximadamente 9 kDa a aproximadamente 10 kDa. En otros modos de realización, la molécula invitada puede ser oligomérica, que comprende de aproximadamente 2 a aproximadamente 15 unidades monoméricas de moléculas invitadas, por ejemplo, 6 unidades o 12 unidades. En el presente modo de realización, el peso molecular de la molécula invitada reticulada oligomérica es de aproximadamente 0,75 kDa a aproximadamente 10 kDa, como, por ejemplo, de aproximadamente 0,75 Da a 1 kDa, de aproximadamente 1 kDa a aproximadamente 2 kDa, de aproximadamente 2 kDa a aproximadamente 3 kDa, de aproximadamente 3 kDa a aproximadamente 4 kDa, de aproximadamente 4 kDa a aproximadamente 5 kDa, de aproximadamente 5 kDa a aproximadamente 6 kDa, de aproximadamente 6 kDa a aproximadamente 7 kDa, de aproximadamente 7 kDa a aproximadamente 8 kDa, de aproximadamente 8 kDa a aproximadamente 9 kDa, o de aproximadamente 9 kDa a aproximadamente 10 kDa.

D. Método de fabricación del compuesto

[0049] El polímero huésped puede remojarse en una solución de la molécula invitada protegida. Dependiendo de la naturaleza del polímero huésped, el polímero huésped puede hincharse a medida que absorbe la solución y la molécula invitada se dispersa en el polímero huésped. El polímero huésped también puede absorber la solución de remojo, de manera que la solución llene los espacios intersticiales dentro de la estructura física del polímero huésped. La solución puede prepararse a partir de un solvente, como dióxido de carbono supercrítico, tolueno, decalina, triclorobenceno o xilenos, y combinaciones de estos. En un modo de realización concreto, el solvente es xileno. La viscosidad de la solución de remojo puede seleccionarse para controlar la velocidad de dispersión de la molécula invitada en el polímero huésped.

[0050] En un modo de realización concreto, el ácido hialurónico de sodio formó un complejo con un catión de amonio cuaternario, bromuro de hexadecetiltrimetilamonio, seguido de sililación con hexametildisilazano para producir sili1HA-CTA. La sililación del ácido hialurónico aumenta la hidrofobicidad del GAG, reemplazando los hidrógenos activos de los grupos hidroxilo y los grupos amino por grupos trimetilsililo. Después del remojo y la reticulación, se elimina el grupo protector para liberar los grupos hidroxilo y los grupos amino del ácido hialurónico. Después de la desprotección, la molécula invitada polimerizada es normalmente hidrofílica.

[0051] La etapa de remojo puede producirse a una temperatura de aproximadamente 25 °C a aproximadamente 100 °C, por ejemplo, de aproximadamente 45 °C a aproximadamente 65 °C, como de aproximadamente 45 °C a aproximadamente 50 °C, de aproximadamente 50 °C a aproximadamente 55 °C, de aproximadamente 55 °C a aproximadamente 60 0C, o de aproximadamente 60 °C a aproximadamente 65 °C.

[0052] La etapa de remojo puede producirse durante aproximadamente 10 minutos a aproximadamente 90 minutos, como de aproximadamente 10 minutos a aproximadamente 15 minutos, de aproximadamente 15 minutos a aproximadamente 20 minutos, de aproximadamente 20 minutos a aproximadamente 25 minutos, de aproximadamente 25 minutos a aproximadamente 30 minutos, de aproximadamente 30 minutos a aproximadamente 35 minutos, de aproximadamente 35 minutos a aproximadamente 40 minutos, de aproximadamente 40 minutos a aproximadamente 45 minutos, de aproximadamente 45 minutos a aproximadamente 50 minutos, de aproximadamente 50 minutos a aproximadamente 55 minutos, de aproximadamente 55 minutos a aproximadamente 60 minutos, de aproximadamente 60 minutos a aproximadamente 65 minutos, de aproximadamente 65 minutos a aproximadamente 70 minutos, de aproximadamente 70 minutos a aproximadamente 75 minutos, de aproximadamente 75 minutos a aproximadamente 80 minutos, de aproximadamente 80 minutos a aproximadamente 85 minutos, o de aproximadamente 85 minutos a aproximadamente 90 minutos. En un modo de realización concreto, la etapa de remojo dura aproximadamente 60 minutos.

[0053] Se puede utilizar cualquier concentración por debajo del límite de solubilidad de la molécula invitada en el solvente seleccionado. En algunos modos de realización, la concentración de la molécula invitada en la solución puede ser de aproximadamente 0,5 mg/mL a aproximadamente 250 mg/mL, por ejemplo, de aproximadamente 1,5 mg/mL a aproximadamente 150 mg/mL, o de aproximadamente 2,5 mg/mL a aproximadamente 50 mg/mL, como de aproximadamente 2,5 mg/mL a aproximadamente 5,0 mg/mL, de aproximadamente 5,0 mg/mL a aproximadamente 10.0 mg/mL, de aproximadamente 10,0 mg/mL a aproximadamente 15,0 mg/mL, de aproximadamente 15,0 mg/mL a aproximadamente 20,0 mg/mL, de aproximadamente 20,0 mg/mL a aproximadamente 25,0 mg/mL, de aproximadamente 25.0 mg/mL a aproximadamente 30,0 mg/mL, de aproximadamente 30,0 mg/mL a aproximadamente 35,0 mg/mL, de aproximadamente 35,0 mg/mL a aproximadamente 40,0 mg/mL, de aproximadamente 40,0 mg/mL a aproximadamente 45.0 mg/mL, o de aproximadamente 45,0 mg/mL a aproximadamente 50,0 mg/mL.

[0054] Después de la formación, el polímero huésped puede moldearse térmicamente en presencia de la molécula invitada protegida y luego reticularse simultáneamente. Un perfil de dispersión del compuesto, con su concentración gradual de invitada desde la superficie exterior a una profundidad, d, proporciona una integridad estructural de la superficie y su estructura asociada al eliminar el cambio brusco de módulo inherente al recubrimiento superficial o injerto de una superficie de conformidad con las técnicas conocidas. La reticulación para producir finalmente el compuesto puede realizarse química, térmica o fotoquímicamente.

E. Modificación de la superficie

[0055] Las superficies pueden modificarse para mejorar su rendimiento y biocompatibilidad, por ejemplo, su hemocompatibilidad. Las superficies glicosiladas pueden imitar la actividad bioquímica del glicocáliz del lumen del vaso sanguíneo, que presenta GAG de tipo heparina. Los GAG, en concreto la heparina, mejoran la hemocompatibilidad de las superficies. Numerosos metales y plásticos sintéticos que se han modificado con heparina muestran hemocompatibilidad mejorada. El hialuronano y el sulfato de condroitina son GAG utilizados como recubrimientos para reducir la adhesión plaquetaria en injertos vasculares de pequeño diámetro. Por ejemplo, el injerto de óxido de polietileno sulfonado en la superficie del poliuretano reduce la calcificación y la tromboembolia. El aumento de la hidrofilicidad de las válvulas de tejido bioprotésico fijado con glutaraldehído puede disminuir la calcificación y la tromboembolia.

[0056] La Fórmula (I) representa un ácido hialurónico no protegido.

Los posibles contraiones, denominados genéricamente «QN+», incluyen, sin carácter limitativo, bromuro de cetiltrimetilamonio (Fórmula II) y cloruro de cetilpiridinio (Fórmula III). La reacción con el QN+ produce el complejo de sal de hialuronano HA2-QN+ (Fórmula IV), que puede protegerse mediante reacción con un agente de trimetilsililación, como clorotrimetilsilano o hexametildisilazano, para producir un complejo de sal de hialuronano protegido con trimetilsilano (protegido con TMS) (Fórmula V). Al proteger los complejos HA2-Qn , los grupos hidrófilos son sustituidos por grupos funcionales sililados; los hidrógenos de los grupos hidroxilo y de la amina son sustituidos por los grupos TMS.

II. D ispositivos

[0057] Se puede utilizar un compuesto para fabricar dispositivos utilizados en el cuerpo de un mamífero, o en contacto con este, por ejemplo, dentro de un cuerpo humano. En algunos modos de realización, el dispositivo que contiene compuesto está en contacto con la sangre. En otros modos de realización, el compuesto puede utilizarse para producir válvulas cardíacas. En otros modos de realización, el compuesto puede utilizarse para producir injertos vasculares, como injertos vasculares de pequeño diámetro.

A. Válvulas cardíacas e injertos vasculares

[0058] La valvulopatía cardíaca puede ser el resultado de defectos congénitos o desarrollados, incluida la fiebre reumática, endocarditis, degeneración cálcica o anomalías congénitas. Los dos problemas más importantes asociados a la valvulopatía son la regurgitación y la estenosis. En el primer caso, la válvula no cierra por completo, y parte de la sangre bombeada fluye hacia atrás hacia el ventrículo izquierdo. En el último caso, la abertura a través de la que puede pasar la sangre se estrecha debido a que las valvas se vuelven rígidas o se fusionan. Ambas valvulopatías producen una acumulación de sangre en la cámara, y el corazón debe trabajar más para abastecer al organismo. Este aumento de carga de trabajo produce el engrosamiento del músculo cardíaco y dilatación, lo que puede provocar insuficiencia cardíaca congestiva. Una vez que la válvula cardíaca ya no mantiene su funcionalidad normal, se pueden utilizar fármacos para aliviar los síntomas, pero no revertir la enfermedad. Se recomienda la cirugía de reemplazo valvular cuando se considera que el daño de la válvula es lo suficientemente importante como para suponer un riesgo para la vida.

[0059] El reemplazo completo de las válvulas cardíacas dañadas y enfermas por prótesis es rutinario. Los factores utilizados para determinar qué válvula es la más adecuada para un paciente incluyen la edad del paciente, las comorbilidades, la necesidad de procedimientos asociados, la disponibilidad de un reemplazo determinado, el consentimiento del paciente y la experiencia del cirujano. Las válvulas comercialmente disponibles en la actualidad se dividen en dos clases principales, mecánicas y bioprotésicas, cada una con sus ventajas y desventajas asociadas.

(1) Válvulas cardíacas mecánicas

[0060] Debido a su alta durabilidad y longevidad, se prefieren las válvulas mecánicas para las personas menores de 65 años. Los diseños actuales implantados incluyen el diseño de disco basculante (FIG. 1B), el diseño doble valva (FIG.2C), y en menor grado, el diseño de bola enjaulada (FIG. 1A). El bajo perfil de las válvulas mecánicas de doble valva permite implantarlas en corazones más pequeños sin obstrucción de otras estructuras como la válvula mitral o las coronarias. La válvula de doble valva tiene una buena hemodinámica con un gradiente de presión transvalvular bajo y regurgitación mínima. Son duraderas y muestran un bajo índice de fallos mecánicos. Las válvulas de disco basculante son las segundas válvulas mecánicas implantadas con mayor frecuencia. Al igual que las válvulas de doble valva, se ha demostrado que las válvulas de disco basculante son duraderas, pero la hemodinámica de las válvulas de disco basculante no es ideal con áreas de orificio efectivas más bajas y flujo turbulento alrededor del disco. La válvula de bola enjaulada no presenta una hemodinámica tan favorable como la válvula de doble valva y las válvulas de disco basculante, pero todavía se utiliza a veces cuando los cirujanos requieren una válvula que sea fácil de manejar en circunstancias quirúrgicas difíciles. Un problema común a todos los diseños de válvulas mecánicas es la obstrucción parcial resultante del flujo sanguíneo, lo que provoca características hemodinámicas no fisiológicas, que contribuyen a la trombosis, embolia, y complicaciones hemorrágicas, que a menudo dan lugar a morbilidad y mortalidad. En consecuencia, los pacientes que reciben válvulas mecánicas se someten a una terapia de anticoagulación de por vida. La terapia de anticoagulación de por vida presenta muchos problemas asociados, que a menudo dan lugar a una anticoagulación insuficiente o excesiva y complicaciones asociadas a hemorragias.

(2) Válvulas cardíacas bioprotésicas

[0061] Las dos válvulas cardíacas bioprotésicas principales son homoinjertos (de cadáveres humanos) o xenoinjertos, como válvulas aórticas porcinas fijadas con glutaraldehído y pericardio bovino fijado con glutaraldehído (FIG. 2). Los homoinjertos son los menos utilizados debido a su escasez en número y tamaño y a su dificultad de inserción. La válvula porcina con stent (FIG. 2A) y la válvula de pericardio bovino (FIG. 2B) son las más implantadas. Ambas válvulas tienen problemas de durabilidad con una vida útil aproximada de 10-15 años. El diseño de triple valva reproduce las características de flujo central de la válvula natural y es menos trombogénico que las válvulas mecánicas. Por lo tanto, la mayoría de los receptores no necesitan un tratamiento anticoagulante a largo plazo. Las válvulas bioprotésicas también se han convertido en una opción popular para los pacientes más jóvenes con el fin de prevenir la necesidad de una terapia anticoagulante de por vida a una edad tan temprana, pero esto a menudo significa cirugías adicionales para reemplazar las válvulas bioprotésicas deterioradas a una edad más avanzada.

[0062] Se pueden utilizar estructuras metálicas o poliméricas para soportar las válvulas de pericardio bovinas y porcinas. Este stent permite implantar la válvula fácilmente. Sin embargo, esto da lugar a una región estenótica causada por la obstrucción parcial del orificio. Las válvulas porcinas sin stent (FIG. 2C) se desarrollaron para ayudar a combatir esta obstrucción. Las válvulas sin stent constan de raíces aórticas modificadas con un anillo de costura, que se implanta dentro de la raíz nativa o reemplaza la raíz por un aumento de área efectiva del orificio. Las válvulas sin stent son bastante más complicadas de implantar que la versión con stent, y todavía se desconocen datos concluyentes a largo plazo sobre la durabilidad de estas válvulas, pero se asume que son similares a los de las válvulas bioprotésicas con stent. Las válvulas porcinas tienen un diseño mucho más restrictivo debido a la anatomía de la válvula. Las válvulas pericárdicas con stent se pueden fabricar con diseños mucho más complejos. Las válvulas pericárdicas se fabrican a partir de láminas de pericardio bovino fijadas con glutaraldehído que se pueden orientar para imitar la válvula natural tanto en forma como en función. Las válvulas pericárdicas suelen tener una hemodinámica más deseable que las válvulas porcinas como resultado de su área efectiva de orificio mejorada y la dinámica de las valvas durante el flujo directo; sin embargo, los diseños tradicionales han sido fabricados para mostrar tensiones significativamente mayores durante la diástole cuando se encuentran bajo tensión.

[0063] El problema principal de las prótesis xenogénicas es el fallo de los tejidos, que suele aparecer a los 10 años de la implantación. Esta degradación de la válvula es resultado del daño mecánico, la calcificación, o una combinación de ambos, y se ha relacionado con la fijación con glutaraldehído y la interacción entre el stent y la válvula. El tratamiento con glutaraldehído reticula eficazmente el tejido y reduce su antigenicidad a la vez que evita la degradación proteolítica. Como resultado, el tejido pierde su elasticidad mecánica provocando un aumento de las concentraciones de tensión en la valva, lo que acelera la fatiga del tejido. La presencia de depósitos de calcio en las valvas puede dar lugar a estenosis y desgarro de las valvas.

[0064] El compuesto de la presente exposición se puede utilizar en cualquier componente de una válvula cardíaca. Por ejemplo, el compuesto puede utilizarse en una valva de válvula cardíaca, un anillo de costura, un disco basculante, un stent, un anillo de sutura, o un annulus. Un experto en la materia entenderá cómo modificar el diseño de la válvula en función de la naturaleza del compuesto, por ejemplo, la forma de la valva, incluida su curvatura tridimensional, grosor, uniformidad, asimetría del poste del stent y altura del perfil. Otras modificaciones del diseño pueden incluir la ausencia de suturas para instalar valvas en el stent de la válvula cardíaca. Los stents se pueden formar a partir del compuesto, y toda la VC puede moldearse en una única pieza o fabricarse mediante impresión tridimensional.

[0065] En otros modos de realización, esta exposición proporciona una válvula cardíaca que utiliza un mecanismo de disco basculante. El disco basculante puede formarse a partir de un primer compuesto, que comprende: un primer polímero huésped, como polietileno de peso molecular ultra alto (UHMWPE), y una primera molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la primera molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y donde la primera molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada. La válvula cardíaca puede comprender también un anillo de sutura fabricado a partir de un segundo compuesto, que comprende: un segundo polímero huésped que comprende tela de PET, y una segunda molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la segunda molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y donde la segunda molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra segunda molécula invitada.

[0066] En otros modos de realización, esta exposición proporciona una válvula cardíaca que utiliza un mecanismo de bola enjaulada. La bola puede formarse a partir de un primer compuesto, que comprende: un primer polímero huésped, como polioximetileno (POM), y una primera molécula invitada que comprende ácido hialurónico; donde la primera molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y donde la primera molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada. La válvula cardíaca puede comprender además una jaula hecha de un segundo compuesto. El segundo polímero huésped puede seleccionarse para que tenga las propiedades mecánicas o físicas deseadas. La segunda molécula invitada puede comprender ácido hialurónico; donde la segunda molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y donde la segunda molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra segunda molécula invitada.

(3) Injertos vasculares

[0067] Los dos injertos sintéticos más utilizados habitualmente para procedimientos de derivación de diámetro pequeño para vasos de menos de 6 mm son PET y ePTFE. También se pueden utilizar materiales de poliuretano en los procedimientos de derivación periférica debido a que sus propiedades mecánicas se asemejan a las de los vasos naturales. Los injertos de PET y ePTFE a menudo fallan debido a una trombosis temprana o hiperplasia de la íntima tardía, son más rígidos y tienen un módulo elástico diferente al de las arterias naturales.

[0068] Se utiliza el PET para tratar injertos vasculares de diámetro grande, pero presenta una baja permeabilidad como injerto vascular de pequeño diámetro, en concreto para los procedimientos de derivación de las extremidades inferiores. Los injertos de PET no tratados no desarrollan una capa de células endoteliales en el lumen al implantarse, dando lugar a adhesión plaquetaria, formación de una capa de fibrina y una posible trombosis posterior.

[0069] Los injertos de ePTFE se utilizan habitualmente en los procedimientos de derivación de las extremidades inferiores donde las arterias tienen un diámetro de 7-9 mm. De forma adicional, los injertos de ePTFE se han utilizado para el acceso a la hemodiálisis en pacientes con insuficiencia renal. Los injertos de ePTFE tampoco desarrollan una capa de células endoteliales, lo que puede conducir a la formación de trombos. Se determinó que la permeabilidad de los injertos de ePTFE en los injertos femoropoplíteos era de aproximadamente un 45 %, mientras que la permeabilidad de los injertos de venas autólogos era de aproximadamente un 77 %. Los injertos de ePTFE se pueden utilizar para la derivación de arterias periféricas, pero muchos estudios no han mostrado diferencias en la permeabilidad a largo plazo entre los injertos de ePTFE y PET.

[0070] Se puede utilizar poliuretano en los injertos vasculares de pequeño diámetro porque se pueden adaptar las propiedades mecánicas para que se asemejen a las de los vasos sanguíneos nativos. En concreto, el poliuretano es más elástico que el ePTFE. El poliuretano se ha utilizado en hemodiálisis, y puede modificarse con péptidos liberadores de NO para inhibir la activación de las plaquetas. Los materiales de poliuretano pueden ser susceptibles de degradación in vivo y la posterior degeneración aneurismática.

[0071] Un rendimiento deficiente a largo plazo puede ser una baja elasticidad y una falta de cobertura funcional de las células endoteliales. La hiperplasia de la íntima se caracteriza por la migración de las células del músculo liso desde la media hasta la íntima. Después de la migración, las células del músculo liso sintetizan proteínas de la matriz y otro material extracelular. Esto puede provocar la estenosis de los vasos sanguíneos. Un desajuste entre la elasticidad de los vasos sintéticos y naturales puede contribuir a la formación de hiperplasia de la íntima en la anastomosis posterior. Se ha correlacionado la permeabilidad con la elasticidad. Las propiedades viscoelásticas son importantes a velocidades de flujo bajas, como en las arterias periféricas debajo de las rodillas. Puede desarrollarse hiperplasia de la íntima cuando se interrumpe el flujo sanguíneo y se lesionan las paredes de los vasos. Un desajuste de elasticidad puede alterar la hemodinámica en la anastomosis. En concreto, un desajuste de elasticidad en la anastomosis puede aumentar la tensión de cizallamiento en condiciones de flujo, reduciendo la perfusión y pudiendo provocar la ruptura. Los injertos sintéticos pueden volverse menos elásticos después de la implantación. Debe tenerse en cuenta la rigidez después de la implantación al ajustar las propiedades mecánicas.

[0072] Una capa de células endoteliales en la superficie del injerto en contacto con la sangre puede reducir la trombosis y aumentar la permeabilidad de los injertos vasculares sintéticos. Los tratamientos de superficie utilizados para mejorar la retención celular incluyen la unión de péptidos RGD, proteínas de la matriz (fribronectina), factores de crecimiento (factor de crecimiento de fibroblastos o factor de crecimiento de células endoteliales), o una combinación de recubrimientos. La cobertura de las células endoteliales es importante porque puede limitar la inflamación. Las células endoteliales de fenotipo anticoagulante producen factores vasoprotectores. También inhiben la producción de factores que causan inflamación. Uno de estos factores, el óxido nítrico inducible (iNOS), forma NO y reduce la adhesión de las plaquetas. Otro factor, el factor tisular (FT), es una proteína procoagulante que, en combinación con fVlla, activa el FX y da lugar a la producción de trombina. El activador tisular del plasminógeno (tPA) desempeña un papel en la activación plasminogénica, la fibrinólisis y la degradación de los coágulos de fibrina. La molécula de adhesión celular vascular 1 (VCAM-1) favorece la adhesión de los glóbulos blancos, incluidos los monocitos y los linfocitos. Una falta de cobertura funcional de células endoteliales en la superficie del lumen de un injerto provoca trombosis y la posterior oclusión del vaso.

[0073] Los injertos que tienen trombogenicidad superficial y biocompatibilidad limitada en la interfaz del injerto/vaso producen bajos índices de permeabilidad. Cuanto menor o sea el diámetro del injerto, mayor será el índice de oclusión del injerto. Diversos factores pueden contribuir a la trombosis del injerto, incluidas las propiedades superficiales del injerto, la hemodinámica del injerto, el flujo sanguíneo, la técnica quirúrgica, el perfil trombótico del paciente y el grado de formación y endotelización de la neoíntima. La trombogénesis provoca oclusión y reduce el flujo sanguíneo a través de las venas y las arterias, posiblemente causando insuficiencia o estrechamiento de los vasos, como estenosis e hiperplasia de la íntima.

B. Otros dispositivos

[0074] En algunos modos de realización, el compuesto puede utilizarse en injertos vasculares, incluidos los injertos venosos y los injertos arteriales. Los injertos pueden formarse a partir de cualquier polímero huésped, como PET, PE, PP o PTFE, especialmente ePTFE, o el injerto fabricado a partir de tejido de aloinjerto o tejido de xenoinjerto descelularizado.

[0075] Como se ha analizado anteriormente en la Sección I(A)(3), se pueden utilizar compuestos para formar injertos vasculares de pequeño diámetro. Actualmente, en situaciones limitadas, se pueden utilizar autoinjertos o aloinjertos, pero son inadecuados en la mayoría de las aplicaciones. Por lo tanto, existe una necesidad insatisfecha desde hace mucho tiempo de injertos vasculares de pequeño diámetro y alto rendimiento que se produzcan fácilmente fabricados a partir de los compuestos proporcionados en el presente documento, en especial injertos que no sufran estrechamiento, como estenosis o hiperplasia de la íntima.

[0076] En otros modos de realización, el compuesto puede utilizarse en, por ejemplo, un catéter intravascular, un sensor en contacto con la sangre, un stent, un anillo, un aislante para cables eléctricos, un circuito de bucle sanguíneo extracorpóreo, dispositivos de asistencia cardíaca implantables para soporte circulatorio prolongado, como dispositivos de asistencia ventricular izquierda (DAVI), un tratamiento de cardiomiopatía en contacto con la sangre, como trenzas de polietileno, por ejemplo un cordón artificial, cable o sutura dentro de un corazón, un cable de catéter central insertado periféricamente (PICC, por sus siglas en inglés), un tapón de fístula, una membrana, una bolsa de sangre; equipo y materiales de procesamiento, transporte y almacenamiento de sangre; un conector Luer, una sutura, un parche de aneurisma, un conducto, una espiral, una bomba de rodillo (peristáltica), un foramen oval persistente (PFO, por sus siglas en inglés), un parche de reconstrucción, un dispositivo transapical, herramientas de angioplastia, cánulas y anillos de anuloplastia.

[0077] El aislante para cables eléctricos puede estar presente, por ejemplo, en un marcapasos o un desfibrilador. El oxigenador de sangre puede ser parte de una máquina cardiopulmonar, una unidad de perfusión o una máquina de hemodiálisis. Los stents pueden incluir un stent de arteria coronaria o un stent vascular, así como otros dispositivos y herramientas de angioplastia utilizados para la colocación de stents, como balones. Los sustratos pueden ser para cualquier ensayo o herramienta de diagnóstico in vitro, por ejemplo, placa de cultivo tisular, cultivos tisulares en 3D, microfluidos o un dispositivo de laboratorio en un chip.

III. Definiciones

[0078] Como se utiliza en el presente documento, los términos «alrededor de» y «aproximadamente» designan que un valor se encuentra dentro de un intervalo estadísticamente significativo. Dicho intervalo puede estar normalmente dentro del 20 %, más normalmente dentro del 10 % e incluso más normalmente dentro del 5 % de un intervalo o valor dado. La variación permisible abarcada por los términos «alrededor de» y «aproximadamente» depende del sistema particular en estudio y puede ser fácilmente entendida por un experto en la materia.

[0079] Como se utiliza en el presente documento, el término «p/p» designa la expresión «en peso» y se utiliza para describir la concentración de una sustancia concreta en una mezcla o solución.

[0080] Como se utiliza en el presente documento, el término «ml/kg» designa milímetros de composición por kilogramo de peso de fórmula.

[0081] Como se utiliza en el presente documento, el término «monómero» se refiere a cualquier compuesto químico que sea capaz de formar un enlace covalente consigo mismo o con un compuesto químicamente diferente de manera repetitiva. La formación repetitiva de enlaces entre los monómeros puede dar lugar a un producto lineal, ramificado, superramificado o tridimensional. Además, los monómeros pueden comprender por sí mismos unidades estructurales repetitivas y cuando se polimerizan, los polímeros formados a partir de dichos monómeros se denominan «polímeros en bloque». Los monómeros pueden pertenecer a diversas clases químicas de moléculas, incluidas las moléculas orgánicas, organometálicas o inorgánicas. El peso molecular de los monómeros puede variar mucho entre aproximadamente 40 Dalton y 20000 Dalton. Sin embargo, especialmente cuando los monómeros comprenden unidades estructurales repetitivas, los monómeros puede presentar pesos moleculares aún más altos. Los monómeros también pueden incluir grupos reactivos adicionales.

[0082] Los polímeros contemplados pueden comprender también un amplio rango de fracciones funcionales o estructurales, incluidos los sistemas aromáticos y los grupos halogenados. Asimismo, los polímeros adecuados pueden presentar muchas configuraciones, incluido un homopolímero y un heteropolímero. Además, los polímeros alternativos pueden presentar diversas formas, como lineal, ramificado, superramificado o tridimensional. El peso molecular de los polímeros contemplados abarca un amplio rango, normalmente entre 400 Daltons y 400000 Daltons, y puede ser superior a 1000000 de Daltons o más, en algunos modos de realización.

[0083] «Humectabilidad» se refiere a la capacidad de un líquido, como agua, de extenderse en una superficie sólida. «Hidrófilo» e «higrófilo» se refieren a una propiedad química intrínseca o media de una superficie o masa sólida para permitir que un líquido polar, como el agua, se extienda en la superficie, con ángulos de contacto con el agua típicos de aproximadamente 0° a aproximadamente 90°. «Hidrófobo» se refiere a una propiedad química intrínseca o media de una superficie o masa sólida que evita que un líquido polar, como el agua, se extienda en la superficie, con ángulos de contacto con el agua típicos de aproximadamente 90° a aproximadamente 180°, como de aproximadamente 100° a aproximadamente 150°. Cuando la rugosidad de la superficie aumenta o reduce las propiedades hidrófilas o hidrófobas de una superficie o masa sólida, el efecto es «parahidrófilo» o «parahidrófobo», respectivamente. Para superficies muy rugosas, el aumento o reducción de las propiedades hidrófilas o hidrófobas de la superficie o masa sólida puede ser muy grande; el efecto se denomina «superhidrófilo» o «superhidrófobo», respectivamente. La rugosidad de la superficie normalmente se define a escala microscópica o molecular. Para obtener una definición más detallada de humectabilidad y clasificaciones de superficies, por favor consulte Marmur, «Hydrohygro- oleo- omni-phobic? Terminology of wettability classification», Soft Matter, 8:6867 (2012).

[0084] Los compuestos descritos en el presente documento tienen centros asimétricos. Los compuestos de la presente exposición que contienen un átomo asimétricamente sustituido pueden aislarse de forma ópticamente activa o racémica. Se consideran todas las formas quirales, diastereoméricas, racémicas y todas las formas isoméricas geométricas de una estructura, a menos que se indique específicamente la esteroquímica o forma isomérica específica.

[0085] El término «acilo», como se utiliza en el presente documento solo o como parte de otro grupo, indica la fracción formada por la eliminación del grupo hidroxilo del grupo COOH de un ácido carboxílico orgánico, p. ej., RC(O)-, donde R es R1, R1O-, R1R2N- o R1S-, R1 es hidrocarbilo, hidrocarbilo heterosustituido o heterociclo, y R2 es hidrógeno, hidrocarbilo o hidrocarbilo sustituido.

[0086] El término «aciloxi», como se utiliza en el presente documento solo o como parte de otro grupo, indica un grupo acilo como se describió anteriormente enlazado a través de un enlace de oxígeno (O), p. ej., RC(O)O- donde R es como se define en relación con el término «acilo».

[0087] El término «alilo» como se utiliza en el presente documento no se refiere solo a un compuesto que contiene el grupo alilo simple (CH2=CH-CH2-), sino también a los compuestos que contienen grupos alilo sustituidos o grupos alilo que forman parte de un sistema de anillos.

[0088] El término «alquilo» como se utiliza en el presente documento describe grupos que son preferiblemente alquilos inferiores que contienen de uno a ocho átomos de carbono en la cadena principal y hasta 20 átomos de carbono. Pueden ser de cadena lineal o ramificada o cíclicos e incluyen metilo, etilo, propilo, isopropilo, butilo, hexilo y similares.

[0089] El término «alquenilo» como se utiliza en el presente documento describe grupos que son preferiblemente alquenilos inferiores que contienen de dos a ocho átomos de carbono en la cadena principal y hasta 20 átomos de carbono. Pueden ser de cadena lineal o ramificada o cíclicos e incluyen etenilo, propenilo, isopropenilo, butenilo, isobutenilo, hexenilo y similares.

[0090] El término «alquinilo» como se utiliza en el presente documento describe grupos que son preferiblemente alquinilos inferiores que contienen de dos a ocho átomos de carbono en la cadena principal y hasta 20 átomos de carbono. Pueden ser de cadena lineal o ramificada e incluyen etinilo, propinilo, butinilo, isobutinilo, hexinilo y similares.

[0091] El término «aromático» como se utiliza en el presente documento solo o como parte de otro grupo indica un anillo o sistema de anillos planos conjugados homo o heterocíclicos opcionalmente sustituidos que comprenden electrones deslocalizados. Estos grupos aromáticos son preferiblemente grupos monocíclicos (p. ej., furano o benceno), bicíclicos o tricíclicos que contienen de 5 a 14 átomos en la parte del anillo. El término «aromático» abarca los grupos «arilo» definidos a continuación.

[0092] Los términos «arilo» o «Ar» como se utilizan en el presente documento solos o como parte de otro grupo indican grupos aromáticos homocíclicos opcionalmente sustituidos, preferiblemente grupos monocíclicos o bicíclicos que contienen de 6 a 10 carbonos en la parte del anillo, como fenilo, bifenilo, naftilo, fenilo sustituido, bifenilo sustituido o naftilo sustituido.

[0093] Los términos «carbociclo» o «carbocíclico» como se utilizan en el presente documento solos o como parte de otro grupo indican un anillo o sistema de anillos homocíclicos aromáticos o no aromáticos opcionalmente sustituidos en los que todos los átomos del anillo son carbono, con preferiblemente 5 o 6 átomos de carbono en cada anillo. Los ejemplos de sustituyentes incluyen uno o más de los siguientes grupos: hidrocarbilo, hidrocarbilo sustituido, alquilo, alcoxi, acilo, aciloxi, alquenilo, alquenoxi, arilo, ariloxi, amino, amido, acetal, carbamilo, carbociclo, ciano, éster, éter, halógeno, heterociclo, hidroxi, ceto, cetal, fosfo, nitro y tio.

[0094] Los términos «halógeno» o «halo» como se utilizan en el presente documento solos o como parte de otro grupo se refieren a cloro, bromo, flúor y yodo.

[0095] El término «heteroátomo» se refiere a átomos distintos al carbono y al hidrógeno.

[0096] El término «heteroaromático» como se utiliza en el presente documento solo o como parte de otro grupo indica grupos aromáticos opcionalmente sustituidos que tienen al menos un heteroátomo en al menos un anillo, y preferiblemente 5 o 6 átomos en cada anillo. El grupo heteroaromático tiene preferiblemente 1 o 2 átomos de oxígeno y/o 1 a 4 átomos de nitrógeno en el anillo, y está enlazado al resto de la molécula a través de un carbono. Los ejemplos de grupos incluyen furilo, benzofurilo, oxazolilo, isoxazolilo, oxadiazolilo benzoxazolilo, benzoxadiazolilo, pirrolilo, pirazolilo, imidazolilo, triazolilo, tetrazolilo, piridilo, pirimidilo, pirazinilo, piridazinilo, indolilo, isoindolilo, indolizinilo, benzimidazolilo, indazolilo, benzotriazolilo, tetrazolopiridazinilo, carbazolilo, purinilo, quinolinilo, isoquinolinilo, imidazopiridilo y similares. Los ejemplos de sustituyentes incluyen uno o más de los siguientes grupos: hidrocarbilo, hidrocarbilo sustituido, alquilo, alcoxi, acilo, aciloxi, alquenilo, alquenoxi, arilo, ariloxi, amino, amido, acetal, carbamilo, carbociclo, ciano, éster, éter, halógeno, heterociclo, hidroxi, ceto, cetal, fosfo, nitro y tio.

[0097] Los términos «heterociclo» o «heterocíclico» como se utilizan en el presente documento solos o como parte de otro grupo indican grupos aromáticos o no aromáticos monocíclicos o bicíclicos completamente saturados o insaturados opcionalmente sustituidos que tienen al menos un heteroátomo en al menos un anillo, y preferiblemente 5 o 6 átomos en cada anillo. El grupo heterociclo tiene preferiblemente 1 o 2 átomos de oxígeno y/o 1 a 4 átomos de nitrógeno en el anillo, y está enlazado al resto de la molécula a través de un carbono o heteroátomo. Los ejemplos de grupos heterociclo incluyen heteroaromáticos como se han descrito anteriormente. Los ejemplos de sustituyentes incluyen uno o más de los siguientes grupos: hidrocarbilo, hidrocarbilo sustituido, alquilo, alcoxi, acilo, aciloxi, alquenilo, alquenoxi, arilo, ariloxi, amino, amido, acetal, carbamilo, carbociclo, ciano, éster, éter, halógeno, heterociclo, hidroxi, ceto, cetal, fosfo, nitro y tio.

[0098] Los términos «hidrocarburo» e «hidrocarbilo» como se utilizan en el presente documento describen compuestos orgánicos o radicales que constan exclusivamente de los elementos carbono e hidrógeno. Estas fracciones incluyen fracciones de alquilo, alquenilo, alquinilo y arilo. Estas fracciones también incluyen fracciones de alquilo, alquenilo, alquinilo y arilo sustituidas por otros grupos hidrocarburo cíclicos o alifáticos, como alcarilo, alquenarilo y alquinarilo. A menos que se indique lo contrario, estas fracciones comprenden preferiblemente de 1 a 20 átomos de carbono.

[0099] El término «grupo protector» como se utiliza en el presente documento indica un grupo capaz de proteger una fracción concreta, donde el grupo protector puede eliminarse, después de la reacción para la que se emplea la protección, sin alterar el resto de la molécula. Cuando la fracción es un átomo de oxígeno (y, por lo tanto, forma un hidroxi protegido), los ejemplos de grupos protectores incluyen éteres (p. ej., alilo, trifenilmetilo (tritilo o Tr), p-metoxibencilo (PMB), pmetoxifenilo (PMP)), acetales (p. ej., metoximetil (MOM), p-metoxietoximetilo (MEM), tetrahidropiranilo (THP), etoxi etilo (EE), metiltiometilo (MTM), 2-metoxi-2-propilo (MOP), 2-trimetilsililetoximetilo (SEM)), ésteres (p. ej., benzoato (Bz), alil carbonato, 2,2,2-tricloroetil carbonato (Troc), 2-trimetilsililetil carbonato), éteres de sililo (p.ej., trimetilsililo (TMS), trietilsililo (TES), triisopropilsililo (TIPS), trifenilsililo (t Ps ), t-butildimetilsililo (TBd Ms ), t-butildifenilsililo (TBDPS) y similares. Cuando la fracción es un átomo de nitrógeno (y, por lo tanto, forma una amina protectora) los ejemplos de grupos protectores incluyen bencilo, p-metoxifenilo (PMP), 3,4-dimetoxibenxilo (PMB)), grupos n-sililo, ésteres (p. ej., benzoato (Bz), carbonilo (p. ej., p-metoxibenzil carbonilo (Moz), tert-butiloxicarbonilo (BOC), 9-fluorenilmetiloxicarbonilo (FMOC)), acetilo, carbamatos, grupos n-sililo y similares. Se puede encontrar una variedad de grupos protectores y la síntesis de los mismos en «Protective Groups in Organic Synthesis» de T.W. Greene y P.G.M. Wuts, John Wiley & Sons, 1999.

[0100] Las fracciones de «hidrocarbilo sustituido» descritas en el presente documento son fracciones de hidrocarbilo que están sustituidas por al menos un átomo distinto de carbono, incluidas las fracciones en las que se sustituye un átomo de cadena de carbono por un heteroátomo como nitrógeno, oxígeno, silicio, fósforo, boro, o un átomo halógeno, y fracciones en las que la cadena de carbono comprende sustituyentes adicionales. Estos sustituyentes incluyen alquilo, alcoxi, acilo, aciloxi, alquenilo, alquenoxi, arilo, ariloxi, amino, amido, acetal, carbamilo, carbociclo, ciano, éster, éter, halógeno, heterociclo, hidroxi, ceto, cetal, fosfo, nitro y tio.

[0101] Al introducir los elementos de la presente exposición o el/los modo(s) de realización de ejemplo de la misma, los artículos «un», «una», «el», «la» y «dicho/a» pretenden significar que hay uno o más de los elementos. Los términos «que comprende», «que incluye» y «que tiene» pretenden ser inclusivos y significan que puede haber elementos adicionales distintos a los elementos enumerados.

[0102] Habiendo descrito la exposición con detalle, resultará evidente que son posibles modificaciones y variaciones sin alejarse del alcance de la exposición definida en las reivindicaciones adjuntas.

EJEMPLOS

Ejemplo 1: Hinchamiento del polímero huésped

[0103] Para formar ácido hialurónico (AH) en un microcompuesto de polietileno lineal de baja densidad (LLDPE), tereftalato de polietileno (PET) o politetrafluoroetileno expandido (ePTFE), se analizó el grado de hinchamiento y la cinética de hinchamiento en un solvente de interés. Se llevó a cabo un estudio para comprender los parámetros anteriores para el hinchamiento del LLDPE en un intervalo de temperaturas de solvente para identificar los parámetros de hinchamiento a utilizar en la síntesis del microcompuesto.

[0104] Las muestras de LLDPE se moldearon por soplado a partir de resinas conocidas de Flex-Pack Engineering, Inc. (Uniontown, OH) con índices de fusión, densidades y cristalinidades conocidos. Las muestras tenían un grosor específico de 0,002" (0,0508 mm) sin cargas adicionales o tratamiento de superficie. El primer tipo de LLDPE utilizado fue una película moldeada de resina Dowlex™ 2344 con un índice de fusión de 0,7 g/10 min, una densidad de 0,933 g/cm3 y una cristalinidad de 42,26 ± 1,35 %. El segundo tipo de LLDPE utilizado fue una película moldeada de resina Dowlex™ 2056 con un índice de fusión de 1,0 g/10 min, una densidad de 0,920 g/cm3 y una cristalinidad de 28,71 ± 2,14 %. El tercer tipo de LLDPE utilizado fue una película moldeada de resina Dowlex™ 2036G con un índice de fusión de 2,5 g/10 min, una densidad de 0,935 g/cm3 y una cristalinidad de 45,21 ± 1,66 %. La cristalinidad de las películas se calculó utilizando calorimetría diferencial de barrido (DSC, por sus siglas en inglés). Las muestras se cortaron en cuadrados de aproximadamente 3 cm por aproximadamente 3 cm.

[0105] BARD Peripheral Vascular OEM Products (Tempe, AZ) suministró las muestras de PET fabricadas a partir de muestras tejidas (no rizadas) tubulares finas de poliéster Style 6010 con un diámetro nominal de 22 mm y un grosor de pared de 0,010" ± 0,001". Todas las telas de PET se tejieron sin tratamiento de superficie adicional. La tela de PET resultante tenía una densidad de 1,78 g/cm3 y una cristalinidad de 38,28 ± 0,54 %, calculada por DSC. Las muestras se cortaron en cuadrados de aproximadamente 3 cm por aproximadamente 3 cm. Los xilenos mostraron el mayor grado de hinchamiento, posiblemente debido a la proximidad del parámetro de solubilidad de Hildebrand del solvente.

[0106] Se utilizaron dos sistemas para analizar el hinchamiento. El primer sistema era un vaso abierto, que consistía en un vaso de precipitados de 50 mL cubierto con un vidrio de reloj en un baño de aceite a temperatura controlada. El segundo sistema era un matraz de fondo redondo de 250 mL equipado con una junta de vidrio esmerilado cónico estándar 24/40 y un tapón de suero. La junta esmerilada estaba provista de un condensador West de 100 mm cubierto con un septo de goma. El matraz de fondo redondo sellado se introdujo en un baño de aceite calentado con una sonda de temperatura. No se hace ninguna diferenciación entre los dos métodos de hinchamiento. Ambos métodos se utilizaron en los experimentos y proporcionaron resultados similares.

[0107] Las muestras se pesaron antes de sumergirlas en solvente. Después de dejar que las muestras se hincharan durante un tiempo deseado, se secó el solvente de la superficie y se pesaron. Los datos facilitados son la media de las tres muestras ± la desviación estándar. Cuando las masas medias de las muestras alcanzaron el equilibrio, se aumentó la temperatura del solvente y se repitió el procedimiento de pesaje hasta que se alcanzó de nuevo el equilibrio. Se aumentó la temperatura del solvente hasta que se degradó la película de LLDPE.

[0108] Se utilizó la siguiente ecuación para calcular el cambio porcentual de volumen de la muestra (dVNo%):

donde Wt es el peso de la muestra en el momento t, W0 es el peso de la muestra en el momento tü, Psolvente es la densidad del solvente, y ppolímero es la densidad del polímero.

[0109] Los cambios de cristalinidad y las propiedades de tracción guiaron la selección del polímero huésped y los parámetros de hinchamiento para conseguir la expansión volumétrica seleccionada sin comprometer las propiedades mecánicas del material. El % Xc se midió mediante DSC 2920 de TA Instruments en una atmósfera de nitrógeno seco según la norma ASTM D3418-03. Las muestras de LLDPE se calentaron de 24 °C a 180 °C a una velocidad de 10 qC/minuto y se mantuvieron en equilibrio durante un minuto. Las muestras de PET se calentaron de 24 °C a 275 °C a una velocidad de 10 °C/minuto y se mantuvieron en equilibrio durante un minuto. Se determinó que el calor de formación (Hf) fue de 288 J/g para PE 100 % cristalino y de 113 J/g para PET 100 % cristalino. El % Xc de la muestra se calculó dividiendo el Hf de la muestra por 288 J/g o 113 J/g en función del polímero base y multiplicando por 100. Los grupos de control y tratamiento de las muestras que se caracterizaron, incluida película virgen de LLDPE, tela virgen de PET, controles de simulación de LLDPE y PET y todas las muestras de LLDp E-T y PET-T.

[0110] En las FIG. 4, 5 y 6 se muestran los datos representativos del cambio de volumen porcentual (dVNo%) de las tres películas de LLDPE comerciales en xilenos frente al tiempo a diferentes temperaturas para el Dowlex™ 2344, 2056 y 2036G, respectivamente. Los datos de estas figuras se obtuvieron del método de hinchamiento de vaso abierto, salvo los datos de 70 °C, que se obtuvieron del método de matraz de fondo redondo.

[0111] La FIG. 7 representa el cambio porcentual de volumen (dVNo%) de las películas de LLDPE Dowlex™ en xilenos frente a la temperatura. Centrándose en el grado de hinchamiento de las películas de LLDPE en xilenos frente a la temperatura, parece haber una no linealidad para Dowlex™ 2056 que comienza alrededor de 60 °C. Se cree que el hinchamiento hasta este punto ha tenido lugar principalmente en las regiones amorfas de la película. Más allá de este punto, las regiones cristalinas evitan que la película se hinche más antes de la fusión de las regiones cristalinas. El Dowlex™ 2036G sigue siendo lineal debido a su mayor índice de flujo de fusión, lo que evita una expansión rápida del material en el solvente. Si solo se hinchan las regiones amorfas del LLDPE, se esperaría que el material Dowlex™ 2056 de menor cristalinidad se hinchara en mayor medida. En la FIG. 8 se muestran los datos representativos del cambio porcentual de volumen (dVNo%) de la tela de PET en xilenos frente al tiempo a diferentes temperaturas. Los datos de esta figura se obtienen del método de hinchamiento de vaso abierto. Los aumentos de temperatura se detuvieron a 60 0C debido al hinchamiento satisfactorio a temperaturas más bajas y no hubo diferencias significativas en el hinchamiento con los aumentos de temperatura anteriores. Además, las temperaturas por encima de los 60 °C pueden provocar la degradación del AH.

[0112] La FIG. 9 muestra el cambio porcentual de volumen (dVNo%) de la tela de PET en xilenos frente a la temperatura. La aparente no linealidad de la tela de PET comenzando alrededor de 60 °C es estadísticamente insignificante a diferentes temperaturas. Aunque los parámetros de solubilidad para los xilenos y el PET no predicen un hinchamiento significativo, las fibras de tela de PET pueden hincharse en xilenos a una temperatura aumentada. Las temperaturas más bajas no influyen en la cantidad de hinchamiento. El tejido de la tela puede absorber el solvente, ocupando los huecos entre las fibras y los hilos. Sin embargo, a temperaturas elevadas, las fibras se hinchan con los solventes, aumentando de esta manera la cantidad de hinchamiento. A 50 °C y por debajo, es probable la absorción en los huecos abiertos de la tela. A 60 °C y por encima, se produce tanto la absorción como el hinchamiento, dando lugar a una IPN a nivel de las fibras y un microcompuesto a nivel de la tela.

[0113] Las muestras Dowlex™ 2344 y 2056 LLDPE alcanzaron el 90 % del valor de equilibrio hinchamiento a 50 °C en aproximadamente 1 hora. Dowlex™ 2036G alcanzaron el 100 % de su valor de equilibrio en 1 hora. Estos valores indican el final del transporte del solvente activo. La tela de PET alcanzó el 100 % de su valor de equilibrio de hinchamiento a cada temperatura dentro de los 15 minutos siguientes a la colocación en el baño de solvente. La exposición prolongada a los solventes no aumentó la expansión volumétrica de la tela, lo que sugiere que el solvente solo penetraba en los huecos entre las fibras y los hilos en lugar de hinchar las fibras de PET.

[0114] Con más hinchamiento con el uso de xilenos y temperaturas elevadas, la cristalinidad del Dowlex™ 2056 aumentó, mientras que el Dowlex™ 2344 y 2036G fueron mucho más estables térmicamente y no aumentaron la cristalinidad. Este aumento de cristalinidad provocó posteriormente un aumento en el módulo y el límite de elasticidad del Dowlex™ 2056 también. La cristalinidad aumentó (FIG. 10, 12 y 14) y la tracción aumentó (FiG. 11, 13 y 15) para Dowlex™ 2344, 2056 y 2036G, respectivamente.

[0115] Puesto que los solventes solo penetraron en los huecos dentro de las telas de PET y no hincharon las fibras, el secado de las telas de PET eliminó los solventes y devolvió la tela a su estado original. La estructura cristalina permaneció inalterada durante el remojo (FIG. 16).

[0116] Los xilenos proporcionaron el mayor grado de hinchamiento en la película de Dowlex™ 2056. La temperatura del hinchamiento tuvo el mayor aumento en el grado de hinchamiento para la película de Dowlex™ 2056 y proporcionó un hinchamiento inconsistente en las otras películas. Por este motivo, se escogió la película de Dowlex™ 2056 como el polímero huésped de LLDPE en los ejemplos siguientes. Los cambios de cristalinidad fueron mayores a las temperaturas más altas, aumentando las propiedades de tracción y, en concreto, el módulo de tracción. Esto aumenta la resistencia a la flexión, lo que puede no ser deseable en las valvas de las válvulas cardíacas. El cambio porcentual de volumen (dVNo%) a 50 0C fue equivalente al de 60 0C a los 45 y 60 minutos sin el aumento asociado de la cristalinidad y el módulo de elasticidad. Por este motivo, se escogió 50 0C como temperatura de hinchamiento para la síntesis del microcompuesto de LLDPE-HA en el siguiente ejemplo.

Ejemplo 2: Síntesis de Silil-HA-CTA

[0117] Para producir sililhialuronato de cetiltrimetilamonio (silil HA-CTA), se añadió dimetilsulfóxido (DMSO) a hialuronato de cetiltrimetilamonio (HA-CTA) bajo flujo de N2 seco. La solución se agitó a 50 0C hasta que e1HA-CTA se disolvió por completo. La temperatura de la solución de HA-CTA y DMSO se aumentó a 75 0C, y se añadió hexametildisilazano (HMDS) bajo flujo de N2 seco. La reacción se llevó a cabo durante al menos aproximadamente 36 horas. Una vez cesó la agitación, se separó la solución bifásica resultante. La capa superior se guardó y se secó al vacío a 50 0C hasta que no se observó ningún cambio de peso. La capa inferior se desechó. El polvo seco, caracterizado por ser sili1HA-CTA, se lavó cinco veces con xilenos. El silil HA-CTA lavado se secó de nuevo al vacío a 50 0C hasta que no se observó ningún cambio en el peso.

Ejemplo 3: Síntesis de compuestos de LLDPE, PET y ePTFE

[0118] Todas las muestras de LLDPE BioPoly™ (LLDPE-T) tratadas se fabricaron a partir de una película de LLDPE soplada. Todas las muestras de PET BioPoly™ (PET-T) tratadas se fabricaron a partir de PET tejido elástico, como se describe en el ejemplo 1. Los parámetros de síntesis de las muestras de LLDPE-T y PET-T se muestran en la Tabla 1.

T l 1: T l r m r ín i

[0119] Los procesos de tratamiento con AH para LLDPE-T y PET-T diferían debido a la cinética de hinchamiento (FIG.

15). La película de LLDPE y la tela de PET se remojaron en xilenos durante 12 horas y se secaron al vacío otras 12 horas. Las películas de LLDPE se hincharon después a 50 0C en una solución de xilenos de silil-HA-CTA con una concentración variable de silil-HA, que oscilaba entre 0,5 y 2,5 % (p/v) (para lograr un intervalo de peso en masa final de XL AH (ácido hialurónico reticulado) en la película) durante 60 minutos, saturando toda la muestra de película. Las películas de LLDPE tratadas se secaron al vacío a 50 0C durante 3 horas. Después del ciclo de lavado con xilenos y secado de 12 horas, las muestras de PET se remojaron en una solución de xilenos de silil-HA-CTA con una concentración de silil-HA variable, que oscilaba entre 0,5 y 2,5 % (p/v), a temperatura ambiente durante 15 minutos, saturando toda la muestra de tela. Las muestras de tela de PET tratadas se secaron al vacío a 50°C durante 3 horas. Las películas de LLDPE y tela de PET tratadas se hidrolizaron mediante el mismo procedimiento. Después de la hidrólisis, las muestras de LLDPE y PET que requerían una inmersión final en AH se sumergieron en una solución de AH acuosa al 1 % (p/v); las muestras se sumergieron durante varios minutos para crear una película de AH en la superficie. La muestra recubierta por inmersión se secó al vacío a 50 0C. Las muestras tratadas e hidrolizadas de LLDPE y PET se sumergieron en una solución de xilenos de poli(hexametilendiisocianato) al 2 % (v/v) y se secaron al vacío durante 3 horas a 50 0C, se lavaron en acetona durante 15 minutos, y se secaron al vacío a temperatura ambiente.

[0120] Las películas de LLDPE tratadas se hincharon después a 50°C en una solución de xilenos de poli(hexametilendiisocianato) al 2 % (v/v) durante 60 minutos, y el reticulante se curó en una estufa de vacío a 50 °C durante 3 horas. Las muestras de tela de PET tratadas se remojaron después en una solución de xilenos de poli(hexametilendiisocianato) al 2 % (v/v) durante 15 minutos a temperatura ambiente, y el reticulante se curó en una estufa de vacío a 50 °C durante 3 horas. Las muestras tratadas se lavaron a continuación con acetona para eliminar el exceso de poli(hexametilendiisocianato) y se secaron al vacío a temperatura ambiente.

[0121] Se llevó a cabo la hidrólisis en una solución de 0,2 M NaCl (1:1 H2O/etanol) a 45 0C en un baño ultrasónico durante 60 minutos. Después de una hora, se repitió el proceso dos veces más con cloruro de sodio etanólico nuevo, y una vez con cloruro de sodio acuoso. Las muestras tratadas de película y tela se remojaron en 3:2 H2O etanol (v/v) durante dos horas, seguido de sonicación en agua durante 30 minutos. Las muestras tratadas hidrolizadas se retiraron del baño, se lavaron con agua, se remojaron en acetona durante 1 hora y se secaron al vacío a 50 °C. En la Tabla 2 se muestra un resumen del procedimiento de hidrólisis.

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[0122] El % Xc se midió con un DSC 2920 de TA Instruments en N2 seco según la norma ASTM D3418-03. Las muestras se calentaron de 24 °C a 180 °C a una velocidad de 10 °C/minuto y se mantuvieron en equilibrio durante un minuto. Se determinó que el Hf fue de 288 J/g para PE 100 % cristalino y de 113 J/g para PET 100 % cristalino. El % Xc de la muestra se calculó dividiendo el Hf de la muestra por 288 J/g o 113 J/g en función del polímero base y multiplicando por 100. Las muestras de grupos de control y de tratamiento que se caracterizaron incluyen película virgen de LLDPE, tela virgen de PET, controles de simulación de LLDPE y PET y todas las muestras de LLDPE-TIPET-T. Todos los valores medios y la desviación estándar indicados para % Xc se calcularon a partir de un tamaño de muestra de tres por grupo.

[0123] Las temperaturas de degradación (Td) y la composición de las muestras se determinaron utilizando un analizador gravimétrico térmico (TGA, por sus siglas en inglés) 2950 de TA Instruments a una velocidad de calentamiento de 10 qC/minuto en helio. Las masas de las muestras individuales oscilaron entre 5-15 mg. Muestras de grupos de control y de tratamiento que se caracterizaron: película virgen de LLDPE, tela virgen de PET, controles de simulación de LLDPE y PET y todas las muestras de LLDPE-T/PET-T. Todos los valores medios y las desviaciones estándar indicados para composiciones y Td se calcularon a partir de un tamaño de muestra de tres por grupo.

[0124] Para las pruebas de tracción, se estamparon muestras de tracción de norma ASTM D882-10 de grosor de película de muestras de LLDPE tratadas. Se utilizó un sistema de prueba axial electromecánico UTM de Tinius Olsen (Horsham, PA) junto con el software Test Navigator de Tinius Olsen para realizar todas las pruebas de tracción; se utilizó una célula de carga uniaxial (tensión/compresión) 1000 N (Modelo HIK-S). Se estamparon cinco barras de tracción de cada muestra. Se utilizaron dos barras de tracción para la prueba de módulo para cada grupo de tratamiento, mientras que se utilizaron tres barras de tracción para la medición del límite de elasticidad, la resistencia a la tracción y la elongación de rotura para cada grupo de tratamiento. Las muestras se estiraron a una velocidad de deformación de 500 mm/minuto. Estos índices de deformación siguen la norma ASTM, que establece que el tiempo hasta el fallo de una muestra polimérica debe estar dentro de un determinado límite de tiempo. Esto puede ajustarse para diferentes materiales cambiando la velocidad de deformación. Los datos de alargamiento se calcularon a partir de los datos de deformación. El cambio de longitud del calibre se dividió por la longitud del calibre original de la muestra, que se especifica en la norma.

[0125] Para la resistencia a la flexión, se utilizó la norma de ensayo ASTM D1388-08 para determinar el módulo de flexión de las muestras de PET. Se estamparon muestras de flexión de grosor de tela de las muestras de PET tratadas y se utilizó el medidor de rigidez Shirley (Modelo M003B). Se utilizó una muestra de cada grupo de tratamiento para medir la resistencia a la flexión en ambos extremos, en caras opuestas, para un total de cuatro mediciones por grupo de muestra. Las muestras se acondicionaron a la atmósfera estándar durante al menos 24 horas, o hasta que la masa de la muestra no cambiara en más de 0,25 % en intervalos de 2 horas. Todas las muestras se analizaron (tracción, flexión) en una condición hidratada. La tracción se analizó también en seco para determinar cualquier cambio en las propiedades de tracción debido a la hidratación, que no se produjeron. Las muestras se deslizaron a una velocidad uniforme hasta determinar la longitud de flexión. Esto se utilizó para calcular la rigidez a la flexión G (mg/cm):

donde M es la masa por unidad de superficie (g/m2), y C es la longitud de flexión (cm).

[0126] El módulo de elasticidad K (kg/cm2) viene dado por la siguiente fórmula:

donde G es la rigidez a la flexión (mg/cm), y t es el grosor de la tela (cm).

[0127] El análisis estadístico se realizó utilizando el software SigmaStat (Systat Software Inc.; Richmond, CA). Se llevó a cabo una prueba ANOVA de factor único con un intervalo de confianza del 95 %. Se utilizó el método Holm-Sidak para comparaciones múltiples cuando las desviaciones estándar de la población de muestra y los tamaños de la muestra de población eran similares. Las medias de las poblaciones, que presentaban variaciones desiguales, se analizaron utilizando pruebas t no emparejadas (a = 0,5). Se calcularon los valores medios y la desviación estándar de todas las poblaciones del grupo de tratamiento. Los porcentajes en peso de AH reticulado (cuando corresponda) para todos los compuestos de LLDPE y PET se resumen en las Tablas 3 y 4.

Tabla 3: Com osición de ácido hialurónico reticulado de muestras de LLDPE tratadas

Tabla 4: Com osición de ácido hialurónico reticuladô de muestras de PET tratadas

[0128] Los valores indicados se determinaron a partir de cálculos de pérdida/ganancia de peso medidos a lo largo de los procesos de tratamiento y confirmados utilizando TGA. Las muestras de PET compuestas por altos porcentajes en peso de AH reticulado mostraron una mayor resistencia a la flexión cuando se secaron. Sin embargo, este efecto se eliminó una vez que la mezcla se colocó en solución, lo que permitió que el AH se hinchara y se volviera lúbrico.

[0129] Los porcentajes de cristalinidad de los grupos de tratamiento de LLDPE-T y PET-T frente a los controles se enumeran en las Tablas 5 y 6.

Tabla 5: Cristalinidad de los controles de LLDPE las muestras tratadas con AH media ± desviación estándar)

Tabla 6: Cristalinidad de los controles de PET las muestras tratadas con AH media ± desviación estándar)

[0130] La cristalinidad de la película de LLDPE no se alteró significativamente durante el tratamiento en comparación con la referencia. El procesamiento térmico de la película de LLDPE se mantuvo mediante los parámetros de hinchamiento seleccionados. La falta de hinchamiento de las fibras individuales de PET dentro de la tela redujo los cambios de cristalinidad de la tela. Puesto que la solución de silil-HA-CTA solo penetró en los huecos dentro de la estructura, el secado de las muestras de PET después del hinchamiento eliminó los restos de solventes. Por lo tanto, la estructura cristalina permaneció inalterada en general durante el proceso de hinchamiento.

[0131] Se sintetizaron satisfactoriamente múltiples microcompuestos con diferentes cantidades de AH con un intervalo de 0,5 a 1,5 % de AH para las muestras de LLd Pe (FIG. 17) y de 0,25 a 3,5 % de AH para PET (FIG. 19). Se observó un aumento de la concentración de AH de LLDPE-T- 0.5 a LLDPE-T-1.5, debido al aumento de concentración de solución de hinchamiento. Este aumento no se observó al aumentar de LLDPE-T-1.5 a LLDPE-T-2.5. La concentración de AH en el microcompuesto disminuyó en un -33 %. Con la mayor concentración de silil-HA-CTA en xilenos durante el hinchamiento, la viscosidad específica aumentó linealmente (FIG. 18) y permitió la difusión solo en la estructura polimérica exterior. En otras palabras, una mayor concentración de AH aumentó la viscosidad de la solución, reduciendo el hinchamiento del polímero debido a una infusión limitada de la solución en el LLDPE.

[0132] El AH incorporado se concentró en la superficie, proporcionando potencialmente cualidades de hemocompatibilidad superiores en esa región. El recubrimiento adicional de AH por inmersión después del tratamiento no aumentó significativamente las concentraciones de AH de las muestras. Las muestras con el mayor contenido de AH basado en las muestras no sumergidas pueden ganar la mayor cantidad de AH a través de una inmersión superficial satisfactoria de AH. Con una mayor concentración en masa de AH, la inmersión adicional tendría más AH adherido para enlazar.

[0133] Las muestras sumergidas examinadas se retiraron de la solución de AH acuosa y se colgaron horizontalmente en una estufa de vacío. Las gotas de la solución de AH se acumularon en la parte inferior de la película y gotearon, lo que impidió una aplicación uniforme de AH en la superficie. De forma alternativa, las muestras de la película se dejan en una placa de Petri de la solución de AH acuosa colocada en una estufa de vacío a 50 0C hasta que se evapora el agua, dejando un recubrimiento de AH uniforme. Otros métodos de aplicación incluyen el recubrimiento por rotación y el recubrimiento por pulverización de la solución de AH sobre las muestras de microcompuestos.

[0134] Se observaron aumentos esperados en la concentración de AH al aumentar la concentración de la solución de hinchamiento. La mayor viscosidad de la solución, que afectó a las muestras de LLDPE, no se observó en las muestras de PET debido al hecho de que no se hinchan en el solvente, sino que absorben la solución en el tejido abierto de la tela. A diferencia de las muestras de LLDPE, el recubrimiento por inmersión después del tratamiento aumentó significativamente la concentración de AH en las muestras de PET. El recubrimiento por inmersión penetró por completo la estructura de la tela y permitió un fácil control de la uniformidad. Por lo tanto, el AH adicional aplicado no se concentra solo en la superficie, como en las muestras de LLDPE.

[0135] Las muestras se estiraron a una velocidad de deformación de 500 mm/minuto (FIG. 21 y 22 y Tabla 7). Los valores porcentuales de alargamiento se calcularon a partir del desplazamiento de deformación. Se observaron pequeños aumentos en el límite de elasticidad entre todos los grupos tratados, lo que no justificó la preocupación por las aplicaciones cardiovasculares. El módulo es la propiedad que más preocupa con la película de LLDPE. Solo el grupo de tratamiento T-1.5 presentó un módulo significativamente (p < 0,05) más alto (99,71 MPa) en comparación con la película de referencia (73,82 MPa). Otros grupos de muestra no variaron significativamente entre sí. Estos pequeños aumentos se asocian a los pequeños, pero no significativos, aumentos de cristalinidad (Tabla 5).

[0136] La elongación de rotura no cambió significativamente en las películas de LLDPE en comparación con las películas de referencia. La variación de elongación aumentó con el proceso de tratamiento. Todas las películas seguían presentando elongaciones de rotura muy superiores a las necesarias para un rendimiento in vivo satisfactorio, y no mostraron signos de fragilidad debidos al tratamiento. La Tabla 7 resume los datos de tracción y el % xc para la película de LLDPE de referencia y las muestras de LLDPE tratadas.

T l 7: Pr i m ni x l m r nr l LLDPE r m i ± vi i n n r ^

[0137] La resistencia a la flexión es la principal propiedad de interés para las aplicaciones de válvulas cardíacas. En las FIG. 22 y 23 se muestra la resistencia a la flexión resultante de los grupos de tratamiento de LLDPE y PET frente a los controles. La comparación se hace también con los valores de rigidez para las valvas de las válvulas nativas y las valvas de xenoinjertos fijados con glutaraldehído para confirmar que las muestras tratadas se encontraban dentro de los intervalos fisiológicos. Los valores de resistencia a la flexión se calcularon a partir de la longitud de flexión y las densidades conocidas. Las resistencias a la flexión de las muestras de LLDPE se encontraban dentro del intervalo fisiológico del tejido nativo y el tejido de xenoinjerto fijado con glutaraldehído, con la excepción de la película de referencia no tratada. No se observaron diferencias significativas entre los grupos de tratamiento, lo que indica que la incorporación de AH al polímero huésped tendría propiedades de flexión aceptables con cualquiera de las concentraciones de AH probadas para una aplicación de válvula cardíaca. La resistencia a la flexión del tejido tratado con glutaraldehído puede ser hasta cuatro veces mayor que la del tejido nuevo. Este aumento de la resistencia a la flexión del tejido tratado puede conducir en última instancia al desgarro de la valva observada, calcificación y eventual fallo por anisotropía del tejido. Con el LLDPE isotrópico, el rendimiento a la fatiga es satisfactorio en general para esta aplicación y excede la resistencia a la fatiga del poliuretano utilizado en las valvas. Se podría evitar la calcificación del material tratando con AH el LLDPE. Además, los materiales de compuesto pueden ajustarse de forma independiente tanto a la resistencia a la flexión como a las propiedades de fatiga. La base polimérica no está limitada al LLDPE, como se utiliza en el presente ejemplo.

[0138] El aumento de la resistencia a la flexión de la tela de PET tratada que contiene >1,0 % de AH está probablemente relacionado con la unión del AH a las fibras. La expansión del AH con exposición a una solución acuosa ayuda a reducir la resistencia a la flexión y a aliviar la fatiga de las fibras y la tensión por fricción entre las fibras. Las válvulas nativas deben funcionar de manera que las tensiones generadas dentro del material sean lo suficientemente bajas como para evitar el fallo por fatiga durante la vida útil normal de una válvula sana. Uno de los factores que reducen las tensiones es su extrema flexibilidad. Los microcompuestos muestran una flexibilidad que los convierte en un material preferible para el reemplazo de valvas.

Ejemplo 4: Hemocompatibilidad de LLDPE-HA y PET-HA

[0139] Cuando un material extraño entra en contacto con la sangre, las proteínas plasmáticas se absorben rápidamente en su superficie, seguido de la adhesión y activación plaquetaria. La activación plaquetaria inicia la coagulación, dando lugar a un coágulo. En general, las superficies hidrófobas absorben cantidades mayores de proteínas que las superficies hidrófilas. Por lo tanto, las superficies hidrófilas pueden aumentar la hemocompatibilidad. Puesto que las interacciones de los distintos componentes sanguíneos se inician en el momento de la implantación, los microcompuestos no deberían causar adhesión de proteínas, agregación plaquetaria, coagulación sanguínea o deposición de fibrina. La hemocompatibilidad puede estar relacionada también con la bioactividad y el carácter iónico del AH.

[0140] La absorción y desorción de las proteínas sanguíneas en los materiales poliméricos depende de las características de la superficie, como hidrofilicidad/hidrofobicidad. La tinción con azul de toluidina O (TBO) y las mediciones del ángulo de contacto de la superficie demostraron la presencia de AH en los microcompuestos. En comparación con los controles, los ángulos de contacto de los microcompuestos de LLDPE tratados disminuyeron significativamente, y el grado de disminución fue directamente proporcional a la densidad de superficie del AH. La intensidad del TBO dentro de las muestras de PET muestra un fuerte contraste con respecto al PET de control representativo de un gradiente de contenido de AH.

[0141] Se midieron los ángulos estáticos de contacto con el agua de las muestras de LLDPE producidas en el Ejemplo 3, utilizando el método de la gota sésil con un goniómetro DSA 10 de Krüss (Krüss GmbH, Hamburgo). Las muestras se acondicionaron en agua desionizada (dihhO) durante 24 horas antes de la prueba. A temperatura ambiente, se dosificó automáticamente sobre la muestra una gota de dihhO con un volumen conocido (3 pL). Los ángulos de contacto se determinaron con un perfil de ajuste circular después de que el sistema de vídeo tomara imágenes de la gota de H2O. La duración fue de aproximadamente dos segundos. Se ensayaron por triplicado dos localizaciones diferentes en cada superficie de muestra. El ángulo de contacto se registró inmediatamente después de que se colocara la gota de fluido sobre la superficie de la muestra. Se caracterizaron la película de AH fundida, el LLDPE-Ref y todas las muestras de LLDPE-T, con y sin inmersión final de AH con varias concentraciones de AH. Las muestras de PET no se probaron debido a que la morfología del tejido producía resultados poco fiables.

[0142] Se utilizó azul de toluidina (TBO) para identificar la integración del AH dentro del microcompuesto. Se añadió gota a gota una solución de TBO al 0,1 % con urea 8 M a la superficie de las muestras. Tras 10 minutos, se enjuagó la solución de TBO con H2O, dejando el TBO unido. Se fotografiaron tres muestras de cada grupo de tratamiento, incluido el PET-Ref y todas las muestras de PET-T, con y sin inmersión final de AH con varias concentraciones de AH.

[0143] Las muestras también se pueden visualizar utilizando tinción de lisado de calceína-AM. El lisado de calceína-AM se reconstituye con 50 pl de DMSO. Se mezclaron diez pl de calceína-AM en 5 mL de solución salina fosfatada (PBS, por sus siglas en inglés) para obtener una solución de 2 pM. Los medios ricos en células se aspiraron, se lavaron dos veces en PBS y se trasladaron a placas de pocillos. Se añadieron quinientos pL de solución madre a cada pocillo y después se incubaron con la muestra durante 20 minutos a temperatura ambiente. A continuación, se aspiró la solución de tinción de los pocillos, se lavó una vez en PCBE, y se obtuvieron imágenes utilizando un microscopio de fluorescencia (62 HE BP 474/28, verde).

[0144] Se llevó a cabo un estudio in vitro para establecer la biocompatibilidad de los microcompuestos de LLDPE-HA y PET-Ha . Las muestras de LLDPE y PET tratadas y de referencia se esterilizaron con etanol e irradiación ultravioleta, después se colocaron durante 24 horas en placas estériles de 24 pocillos que contenían solución salina estéril para permitir la hidratación de la muestra. Se obtuvo sangre completa por venopunción de adultos sanos no medicados y se recogió en tubos de vacío de 6 mL recubiertos con ácido etilendiaminotetraacético (EDTA) como anticoagulante. Se desecharon los primeros 6 mL para evitar la contaminación por tromboplastina del tejido activada por la punción de la aguja. Los tubos de vacío se centrifugaron a 150 g durante 15 min, y se agrupó el plasma en un tubo nuevo. La sangre se utilizó en las 2 horas siguientes a la recogida.

[0145] Se colocaron cinco pL de sangre completa sobre cada muestra. En los puntos de tiempo identificados (30 min y 60 min), se colocaron las muestras en una placa secundaria estéril de 24 pocillos que contenía 500 pL de diH2O. Las placas de pocillos se agitaron durante 30 segundos y se dejaron reposar durante un total de 5 minutos. Se retiraron muestras de las placas de pocillos llenas de agua y se colocaron en una placa de pocillos estéril y seca para procesarlas para la microscopía electrónica de barrido (SEM, por sus siglas en inglés).

[0146] Se colocaron doscientos pL de mezcla de agua/sangre de cada pocillo en una placa de 96 pocillos para examinarla con un lector de placas FLOUstar Omega de BMG Labtech. Se ejecutó un programa de absorbancia utilizando el lector de placas. Los glóbulos rojos no atrapados en un trombo se lisaron con agua destilada, liberando hemoglobina en el agua. La concentración de hemoglobina en cada pocillo se midió con la absorbancia a 540 nm con 20 flashes por pocillo. El software de análisis de datos Omega MARS determinó la hemoglobina libre en función de la absorbancia. Se infirió que el tamaño del coágulo era inversamente proporcional al valor de la absorbancia.

[0147] La adhesión de plaquetas y leucocitos se evaluó utilizando la tinción viva de calceína AM (Invitrogen). Después de la incubación, se aspiró el plasma y las muestras se enjuagaron dos veces con PBS para eliminar las células no adherentes. Se transfirieron las muestras a una nueva placa de pocillos estéril y se incubaron en la oscuridad en 500 pL de solución de calceína AM 5 pM a temperatura ambiente durante 20 min. A continuación, se enjuagaron las muestras en PBS y se obtuvieron imágenes utilizando un microscopio de fluorescencia (Zeiss) con el conjunto de filtros 62 HE BP 474/28 (verde). Se determinó la adhesión de plaquetas y leucocitos a partir de las imágenes fluorescentes resultantes utilizando el software ImageJ.

[0148] Se evaluó la morfología y la activación de las plaquetas y los leucocitos utilizando SEM. Después de la incubación de las muestras en plasma durante dos horas, se bañaron las muestras en un fijador primario [glutaraldehído al 6 % (Sigma), cacodilato de sodio 0,1M (Alfa Aesar), y sacarosa 0,1M (Sigma)] durante 45 min, después en una solución tampón (fijador primario sin glutaraldehído) durante 2 horas, seguido de baños consecutivos de etanol al 35 %, 50 %, 70 % y 100 % durante 10 minutos cada uno. Las muestras se secaron al aire y se almacenaron en un desecador de vacío antes de prepararlas para la obtención de las imágenes SEM. Para la SEM, las muestras se cubrieron de oro (10 nm). Las muestras preparadas se almacenaron al vacío antes de la obtención de imágenes. Las imágenes se tomaron utilizando un SEM de emisión de campo JOEL JSM-6500F (Tokio, Japón). Se tomaron imágenes de las muestras y las superficies sumergidas en AH a 2000x, 5000x y 10000x a 10,0 keV o 15,0 keV. Se seleccionó una muestra por grupo para el análisis de SEM. La morfología de las plaquetas y los leucocitos se analizó en LLDPE AH al 1 % sin inmersión de la superficie y un control de poliestireno de cultivo de tejidos (TCPS, por sus siglas en inglés).

[0149] Las mediciones del ángulo de contacto acuoso indicaron que los carboxilatos estaban presentes y afectaban a las propiedades de la superficie de los microcompuestos tratados con AH (Tabla 8).

Tabla 8: M 10 minutos

[0150] Los ángulos de contacto acuoso de esos compuestos, que recibieron una inmersión final en AH, fueron significativamente diferentes de los que no recibieron el tratamiento de inmersión adicional, con la excepción de las muestras de LLDPE-T-1.5 y LLDPE-T-1.5-Sumergido. Todas las muestras eran hidrófilas. El ángulo de contacto del control de LLDPE era muy alto y presentaba superficies hidrófobas (FIG. 24). Los grupos de las muestras de LLDPE-T mostraron ángulos de contacto significativamente inferiores (p < 0,001) en comparación con las muestras de LLDPE. Con el aumento de la densidad de la superficie de AH, los ángulos de contacto disminuyeron. Aunque había menos AH en las muestras de LLDPE tratadas con la concentración de solución de hinchamiento más alta, esas muestras presentaron el ángulo de contacto más bajo con el tratamiento de inmersión adicional.

[0151] Las muestras que recibieron el tratamiento de hinchamiento al 1,5 % p/v no mostraron ninguna diferencia con la adición de un tratamiento de inmersión en AH después de la hidrólisis. Los otros dos tratamientos se beneficiaron de esta inmersión. Dado que las muestras de T-1.5 presentaban la concentración de AH en masa más alta, la cantidad de AH en el microcompuesto puede haberse equilibrado o marcar variaciones de la aplicación del recubrimiento por inmersión. El % adicional (p/p) de XL HA en la superficie podría ser el principal contribuyente a las propiedades de lubricidad del compuesto y a la reducción adicional del ángulo de contacto.

[0152] En la FIG. 26 se muestran imágenes SEM de las muestras de PET tratadas y de control, que han sido teñidas con TBO. La intensidad del TBO es linealmente proporcional a la cantidad de AH en la superficie: los azules más brillantes corresponden a mayores concentraciones de AH.

[0153] Los valores de las propiedades obtenidos de los análisis de la superficie, como las mediciones del ángulo de contacto, contribuyen significativamente a comprender la morfología de la superficie y la biocompatibilidad in vivo. Los valores de absorbancia más altos se correlacionan con una mejor tromborresistencia del material (FIG. 27-30). Las FIG.

27 y 28 muestran las resistencias a la coagulación de LLDPE, con y sin recubrimiento adicional por inmersión. Las líneas de referencia indican la absorbancia media de la sangre entera con cero coagulación ± una desviación estándar. Esta línea se utilizó como referencia para medir los porcentajes de coagulación. Los valores con asterisco (*) representan una diferencia significativa (p < 0,001) en comparación con el control, que es la muestra LLDPE-Ref.

[0154] El control de referencia fue la película Dowlex™ 2056 lavada en xilenos y secada antes de su uso. La sangre incubada con LLDPE no tratado se coaguló por completo en 60 minutos. El grupo de tratamiento LLDPE-T-2.5 presentó una resistencia a la coagulación significativamente superior (p < 0,001) en comparación con el LLDPE-Ref a los 30 minutos, mientras que los otros grupos de tratamiento no presentaron una reducción significativa de la coagulación, pero sí una tendencia hacia la reducción de la coagulación. En todos los grupos de tratamiento, la coagulación se redujo significativamente después de 60 minutos en comparación con el LLDPE-Ref no tratado, en el que casi toda la sangre se había coagulado. La coagulación no fue significativamente diferente entre los grupos de tratamiento, lo que sugiere que se alcanzó un punto de equilibrio para la coagulación. La muestra de LLDPE-T-2.5 a los 30 minutos era la única muestra que no mostró una cantidad significativa de coagulación (p < 0,001). La SEM también proporcionó resultados similares, donde el grado de coagulación no varió significativamente entre los grupos de tratamiento. El gráfico superpuesto del ángulo de contacto demuestra una correlación entre la reducción del ángulo de contacto y el aumento de la resistencia a la coagulación. A los 60 minutos, los ángulos de contacto se correlacionaron bien con la hemocompatibilidad.

[0155] El grupo de tratamiento LLDPE-T-2.5-Sumergido presentó una resistencia a la coagulación significativamente superior (p < 0,001) en comparación con el LLDPE-Ref a los 30 minutos, mientras que los otros grupos de tratamiento no presentaron una reducción significativa de la coagulación. En todos los grupos de tratamiento, la coagulación se redujo significativamente después de 60 minutos en comparación con el LLDPE-Ref no tratado, en el que casi toda la sangre se había coagulado. La resistencia a la coagulación fue significativamente diferente entre los grupos de tratamiento, con una coagulación significativamente menor en las muestras de LLDPE-T-2.5-Sumergido. Aunque estas muestras no presentaban el contenido de AH más alto en el polímero en masa, la solución de hinchamiento viscosa puede tener una difusión limitada en la película. La muestra de LLDPE-T-2.5-Sumergido fue la única muestra que no mostró una cantidad significativa de coagulación (p < 0,001) para todos los puntos de tiempo (FIG. 29). También se observaron resultados similares utilizando SEM, donde el grado de coagulación no varió significativamente entre los grupos de tratamiento hasta los 60 minutos, punto en el que la sangre incubada con el LLDPE-T-2.5-Sumergido presentó un grado de coagulación menor que los tratamientos de T-1.5-Sumergido y T-0.5-Sumergido (p < 0,05), y el LLDPE-TI.5-Sumergido presentó un grado de coagulación menor que los tratamientos de T-0.5-Sumergido (p < 0,05). El gráfico superpuesto del ángulo de contacto correlaciona la reducción del ángulo de contacto con el aumento de la resistencia a la coagulación. Aunque la disminución en el ángulo de superficie no se correlaciona necesariamente de forma directa con la cinética de coagulación, es un buen indicador con respecto a la película de LLDPE no tratada. En otras palabras, la incorporación de AH afecta a algo más que al ángulo de contacto.

[0156] Para la coagulación de la sangre completa de la tela de PET, el control de referencia fue la tela tejida (no rizada) tubular fina de poliéster Style 6010 de BARD, lavada en xilenos y secada antes de su uso. La morfología del material permitió que la sangre completa pasara a través de la muestra y permaneciera en la primera placa de pocillos. Por lo tanto, los resultados del tiempo de coagulación de la sangre completa con la tela de PET no fueron concluyentes (FIG.

30). Sin embargo, el análisis cualitativo utilizando SEM mostró una tromborresistencia para la tela tratada, que aumentó al aumentar el contenido de AH. A diferencia de la película de LLDPE, la mayor viscosidad de la solución de hinchamiento de T-2.5 no alteró la cinética de hinchamiento del PET. La alta porosidad de la tela permitió una mayor penetración y absorción de las soluciones de hinchamiento.

[0157] En las FIG. 31-34 se presentan las micrografías electrónicas de barrido del LLDPE y el PET después del contacto con la sangre completa durante 30 y 60 minutos. Las muestras de LLDPE y PET no modificadas se cubrieron con una acumulación de fibrina y trombos, mientras que las muestras de LLDPE y PET tratadas no mostraron casi ningún signo de materia celular. La inhibición puede ser causada por la reducción del ángulo de contacto en la interfaz, lo que reduce la absorción de proteínas y, por consiguiente, la progresión de la cascada de coagulación.

[0158] La fibrina se desarrolla en las muestras de LLDPE no tratadas a los 30 minutos de la exposición a sangre completa (FIG. 31). Después de 60 minutos, la unión de la fibrina progresó hasta formar un trombo en las muestras no tratadas. No se observa la unión de la fibrina en la muestra de LLDPE tratada. En las imágenes de la muestra tratada antes de la prueba de sangre, se observa la adición de AH. La superficie tiene un aspecto muy similar después de la exposición a la sangre completa durante 30 minutos. Las islas de AH están correlacionadas con la distribución no uniforme del AH en la superficie. Después de 60 minutos, todavía se observa la tromborresistencia (FIG. 32). Se observa cierta unión celular en grupos de fibrina; sin embargo, estas manchas estaban muy dispersas.

[0159] La tela de PET obtuvo resultados más sorprendentes a partir de las imágenes SEM. Se observa la adición del AH entre las fibras (FIG. 33 y 34). Este AH enlaza algunas fibras, lo que explica la mayor resistencia a la flexión de las muestras con mayor contenido de AH. Tanto las muestras de PET tratadas como las no tratadas eran permeables a la sangre, lo que permitía que la mayoría de las células pasaran entre las fibras. Sin embargo, todavía se produce la unión de la fibrina en las muestras no tratadas después de 30 minutos de la exposición a la sangre. En algunas zonas, los huecos entre los hilos se ocluyeron casi por completo. No se observó la unión de fibrina en las muestras tratadas con AH; las conexiones de AH entre las fibras eran todavía visibles sin unión de fibrina. Después de 60 minutos, las muestras no tratadas presentaban una coagulación significativa, cubriendo muchas fibras y huecos. Se puede observar algo de fibrina en la muestra de PET tratada después de 60 minutos de exposición a la sangre completa, pero es significativamente menor que en las muestras no tratadas después de solo 30 minutos. Esta reducción de trombos indica una buena hemocompatibilidad con la adición del AH a la estructura. Las imágenes SEM demuestran la excelente hemocompatibilidad con la sangre completa. Las muestras de PET-T-2.5 mostraron la mayor tromborresistencia.

[0160] En conjunto, estos datos sugieren que, en las condiciones analizadas, el PET y el LLDPE tratados son menos trombogénicos que las muestras de referencia no tratadas. La reducción de los ángulos de contacto de LLDPE después del tratamiento, en comparación con los de los controles de LLDPE no tratados, se correlaciona con la reducción de la formación de trombos, mostrada por el aumento de la absorbancia y la disminución de la unión celular. Los grupos de muestra que mostraron ángulos de contacto más bajos mostraron en general una mejor hemocompatibilidad in vitro.

[0161] El politetrafluoroetileno expandido (ePTFE) también se trató con sili1HA-CTA utilizando los procedimientos analizados anteriormente. La tinción con TBO indicó que el ePTFE absorbió el sili1HA-CTA utilizando el método de remojo durante 15 minutos, seguido de hidrólisis (FIG. 44).

Ejemplo 5: Estudio de la adhesión plaquetaria humana

[0162] También se investigó la adhesión y activación plaquetaria humana en LLDPE y LLDPE-T-1.0 después de 2 horas de incubación. Las imágenes SEM mostradas en la FIG. 35 indican una reducción significativa de la adhesión plaquetaria en la muestra de LLDPE AH al 1,0 %. Las plaquetas tienen una morfología dendrítica en el LLDPE no tratado, con muchas plaquetas que muestran dendritas más largas que las del LLDPE AH al 1,0 % (FIG. 35).

[0163] La mayoría de los polímeros sintéticos hidrófobos no son muy hemocompatibles. Además, aunque las valvas de las VC bioprotésicas son más hemocompatibles que las valvas de las válvulas mecánicas (como las de carbono pirolítico), ambos materiales provocan la adhesión y la activación plaquetaria, como se muestra en la FIG. 36. Las valvas de compuesto pueden ser al menos tan hemocompatibles como las valvas bioprotésicas de tejido fijo, si no lo son más. A pesar de los diferentes aumentos en las FIG. 35 y 36, la FIG. 35B muestra que el compuesto casi no provoca adhesión plaquetaria, mientras que el polietileno no tratado sí lo hace. Los resultados del polietileno (FIG. 36B) son muy similares a los resultados del polietileno no tratado (FIG. 35A), y el carbono pirolítico (FIG. 36A) provoca una mayor adhesión plaquetaria que el compuesto (FIG. 35B). La FIG. 36C-D compara la adhesión plaquetaria en el pericardio fijo y en el pericardio fijo tratado con heparina. Ninguno de estos materiales es tan resistente a la adhesión plaquetaria como el compuesto.

Ejemplo 6: Pruebas hemodinámicas de los valores cardíacos utilizando valvas de compuesto

[0164] Se desarrolló un diseño de conexión con CAD y tecnología de impresión tridimensional (Stratysys Inc.) para ensamblar rápidamente las VC a partir de las valvas precortadas. La geometría del stent y la altura del perfil se basaron en la válvula pericárdica de Carpentier Edwards. Se construyeron VC trivalvas preliminares a partir de láminas de LLDPE, LLDPE AH al 0,5 % inmersión de superficie, LLDPE AH al 1,3 %, LLDPE AH al 1,5 % inmersión de superficie, y LLDPE AH al 1,0 %. La FIG. 38 muestra ejemplos de fotogramas/instantáneas de estudios de vídeo de alta velocidad de estas valvas en la configuración abierta y cerrada bajo carga fisiológica en el simulador del corazón izquierdo. La FIG.

39 muestra formas de onda de índice de flujo medias en conjunto. La válvula con la menor regurgitación (LLDPE AH al 1,5 % inmersión de superficie) mostró solo 4,77 ± 0,42 % del flujo directo regurgitando durante la diástole. El volumen de regurgitación correspondiente fue de 4,6 ± 0,4 mL/latido, que está ligeramente por encima del intervalo de las bioprótesis con stent, pero muy por debajo del de las válvulas mecánicas. En todas las válvulas medidas, el área efectiva de orificio (EOA, por sus siglas en inglés) estaba en el intervalo de 2,34 ± 0,52 cm2 para el mismo tamaño de válvula. Se fabricó una prótesis de válvula de compuesto que podría utilizarse en los estudios con animales. La FIG. 39 muestra la prótesis de válvula con anillo de costura utilizando el modelo Autogenics (vandeWa1H, Bennink G, Haanschoten MC, Meijboom EJ., «Autologous tissue cardiac valve: Implantation in children.» Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery, 112:846-848 (1996).

Tabla 9: Com aración de la válvula cardíaca de com uesto con^ las válvulas mecánicas bio rotésicas

Ejemplo 7: Conjunto VC LPN: Parámetros, perfil del stent de la válvula y geometría del perímetro

[0165] La relación de aspecto general de la prótesis de la válvula, que se define como la relación entre la altura del poste del stent y el diámetro interior del anillo de la válvula, rige el perfil del stent. Este parámetro puede controlar la cantidad de área de valva disponible para la coaptación. Un perfil demasiado pequeño de las valvas fabricadas a partir de láminas planas puede provocar un aumento de la regurgitación. Se fabrican y se prueban válvulas de 25 mm con una relación de aspecto de 0,5, 0,65 y 0,8. Este parámetro también ayuda a identificar la geometría óptima para evitar el «pin-wheeling» conocido por inducir tensiones estructurales adicionales dentro de las valvas y afectar a la durabilidad a largo plazo. La forma del perímetro de la valva se estudia comparando la dinámica de cierre y los niveles de regurgitación de las valvas de borde plano con las valvas de borde circular. Esto permite mejorar la coaptación de la valva y reducir la regurgitación. La longitud axial de la valva en la punta se ajusta para que sea mayor que la longitud en las comisuras en el momento de cortar las valvas. Se estudian tres niveles de diferencias, 0 mm, 2 mm y 4 mm. Cuanto mayor sea la diferencia, mayor será el área de la valva disponible para la coaptación en el centro.

Ejemplo 8: Hemodinámica, caracterización de cinemática y durabilidad de las VC LPN:

[0166] La hemodinámica y la cinemática de las diferentes configuraciones de las VC de compuesto (definidas en el Ejemplo 7) se comparan con la de una VC mecánica bivalva de 25 mm de calidad clínica de St. Jude (donada por St. Jude Medical) y la VC de tejido pericárdico de Carpentier-Edwards (obtenida a través del hospital veterinario). Estas mediciones se realizaron utilizando el sistema de simulador dinámico de corazón izquierdo in vitro (FIG. 41). Las valvas se colocaron en un modelo especializado de aorta recta de tres senos para realizar una comparación muy controlada y permitir un acceso óptico completo. El modelo de aorta se muestra en la FIG. 40 con los tres senos diseñados según la técnica. Los análogos de agua-glicerina-sangre de Nal, de viscosidad e índice de refracción ajustados, se utilizan como fluido de bucle de flujo para las VC de compuesto y las VC mecánicas. Se utilizará solución salina como fluido de trabajo para la THV (para preservar las propiedades mecánicas del tejido). Se ajusta el bucle de flujo a las condiciones fisiológicas y patofisiológicas descritas en la sección «matriz de experimentos» a continuación. Para cada condición, se mide el campo de flujo aguas abajo utilizando TRPIV además de los parámetros de rendimiento hemodinámico en masa (EOA, gradiente de presión y fracción de regurgitación), y se recogen vídeos de alta velocidad de las valvas marcadas.

A. Mediciones de cinemática de la válvula

[0167] Se mapea con detalle el movimiento de la valva de la válvula utilizando un vídeo de alta velocidad (LaVision Inc.). Se comparan los tiempos de apertura y cierre de la valva entre las VC de compuesto, las VC mecánicas y las VC bioprotésicas, y con los datos de otras numerosas válvulas protésicas clínicas. En la FIG. 37 se muestran ejemplos de fotogramas del vídeo de alta velocidad. Utilizando un tinte de marcado (Thermoelectron Corporation, Pittsburg, PA), se coloca un conjunto regular de marcadores en la superficie de la valva. Estos marcadores se rastrean a lo largo del ciclo cardíaco para calcular la cinemática y el estiramiento de las valvas. Se mapean dos vistas en la única cámara de alta velocidad utilizando disposiciones de espejo para obtener una vista estereoscópica de cada valva. Esta adquisición de imágenes está vinculada a la adquisición de los datos hemodinámicos a través del programador de pulsos. Al final de la adquisición de imágenes dinámicas, sin drenar fluido del bucle, tanto la cámara ventricular como la aórtica se exponen a presión atmosférica y la válvula asume su configuración estática de presión transvalvular cero. Se capturan las imágenes de las valvas de la válvula en este estado y se utiliza la geometría de la valva correspondiente como configuración de referencia de presión cero para el cálculo del estiramiento. Los conjuntos de marcadores en la región de interés se rastrean utilizando un programa Matlab personalizado a partir de imágenes 2D de ambas cámaras. La transformación lineal directa convierte estas coordenadas en 2D de los marcadores en coordenadas en 3D mediante la resolución del ángulo relativo entre las dos vistas. Para calibrar el ángulo entre las visas estereoscópicas, se inserta un cubo metálico de 5 mm en la cámara en la ubicación de las valvas, y se capturan imágenes del cubo desde ambas vistas. Se utilizan las coordenadas de los siete vértices visibles del cubo para calcular la posición y el ángulo de visión. Se utilizan funciones de forma de elementos finitos isoparamétricos en 2B basados en conchas para ajustar la geometría de superficie de la valva descrita por las coordenadas en 3D de los marcadores. Estas funciones de forma se pueden utilizar para calcular los estiramientos principales dinámicos. Se toma el estado de referencia no estirado como el estado en el que se detiene el bucle de flujo y se equilibra la presión tanto en la cámara ventricular como en la auricular.

B. Rendimiento hemodinámico de la válvula

[0168] Todas las mediciones hemodinámicas de las válvulas protésicas estándar, como el área efectiva de orificio (EOA), las fracciones de volumen de regurgitación, el gradiente de presión medio y máximo y los tiempos de apertura y cierre de la válvula, definen los criterios de valoración del rendimiento hemodinámico en masa para las condiciones anteriores. Estos parámetros se evalúan en cada una de las válvulas probadas, durante un mínimo de N = 50 (ciclos) cada una.

C. Mediciones de campo de flu jo

[0169] Se adquieren mediciones detalladas del campo de velocidad turbulenta en las inmediaciones de las válvulas (tanto aguas arriba como aguas abajo). Los métodos TRPIV incluyen el uso del sistema PIV (LaVision, Alemania) para la adquisición y el procesamiento de datos. El fluido de bucle de flujo se llena con partículas de resina de melamina de 1-20 micras recubiertas con rodamina-B. El láser de fluoruro de itrio y litio dopado con neodimio (Nd:YLF) de una sola cavidad y bombeado por diodos de alta tasa de repetición y estado sólido (Photonics Industries, Bohemia, NY) se utiliza con una combinación de lentes para iluminar un plano de medición de 0,2 mm de grosor a través del soporte de la válvula. Una cámara de semiconductor de óxido metálico complementario (CMOS, por sus siglas en inglés) de doble fotograma (Photronix, Inc) se coloca ortogonalmente a la hoja láser para obtener un buen campo de visión del flujo cargado de partículas distal a las valvas. Para corregir la distorsión de la imagen debida al ángulo de la cámara y a la geometría de la cámara, se inserta una rejilla de calibración en el campo de la región de visión, y se aplica el algoritmo de calibración de imágenes DaVis (Lavision, Inc) a las imágenes de la rejilla. Las mediciones se adquieren a través de una pila de cortes PIV que abarcan el modelo de la válvula con un espacio entre cortes de 3 mm. Para cada corte se captura un conjunto de aproximadamente 500 mediciones de fase bloqueada en una fase cardíaca determinada para permitir la caracterización estadística del campo de flujo y capturar las variaciones de ciclo a ciclo en el flujo. Se realizan mediciones simultáneas de presión ventricular y auricular de al menos 500 fases del ciclo cardíaco.

[0170] Los resultados arrojan estimaciones de la tensión de cizallamiento viscosa y turbulenta en las inmediaciones de la válvula. La FIG. 42 muestra una instantánea de la imagen bruta de velocimetría de imagen de partículas superpuesta con el campo de velocidad turbulenta calculado a lo largo de plano central durante el flujo directo máximo a través de la VC de compuesto. Las mediciones PIV están vinculadas al programador de pulsos del bucle de flujo, y programadas para registrar 500 fases durante el ciclo cardíaco. La caracterización detallada de los datos, que incluye las tensiones viscosas y turbulentas, se lleva a cabo con protocolos conocidos en la técnica.

D. Mediciones de fatiga

[0171] Las válvulas de prueba se colocan en un medidor de fatiga de VC y se someten a pruebas en condiciones de corazón izquierdo, como se ha detallado anteriormente, a una velocidad de pulso de 30 Hz a niveles de ciclo de 0, 8 x 104, 4 x 105, 2 x 106, 10 x 106 y 50 x 106 ciclos. Dos válvulas funcionan en cada nivel de prueba acelerada, lo que da lugar a seis valvas por nivel de prueba acelerada. Estos niveles se eligen para trazar los datos de fatiga que se describen a continuación en gráficos de base logarítmica 5 y proyectar los daños a mil millones de ciclos. Después de cada prueba de fatiga, se reevalúan las propiedades hemodinámicas en masa en las condiciones detalladas anteriormente. El daño estructural se evalúa macro y microscópicamente. Las pruebas de tracción cuantifican la reducción de la resistencia. La cantidad de AH que permanece en la masa de las valvas se cuantifica utilizando TGA, y la densidad de superficie restante (nmol/cm2) de AH se cuantifica utilizando tinción con TBO. Se utiliza microscopía electrónica de barrido para examinar las valvas en busca de cualquier signo de daño por fatiga.

E. Matriz de experimentos

[0172] Se realizan mediciones de PIV y cinemática para las siguientes variaciones:

(1) Volumen sistólico (50 mL, 70 mL y 90 mL): Estos tres volúmenes sistólicos determinan el gasto cardíaco general para una frecuencia cardíaca determinada. También determinan el número de Reynolds de flujo (hasta 6000) y dictan las presiones sistólicas.

(2) Frecuencia cardíaca (normal = 60 lpm y alta = 120 lpm): La frecuencia cardíaca rige el número de Womersley del flujo y dicta el grado al que se desarrolla el flujo inestable. La fracción de duración sistólica es un tercio para 60 lpm y la mitad para 100 lpm. Los números de Womersley elevados producen índices de altas tasas de cizallamiento en la pared de la aorta y un desfase considerable entre los flujos cercanos a las valvas y el flujo en el núcleo del lumen. Por lo tanto, se probaron dos frecuencias cardíacas diferentes, correspondientes a condiciones normales (60 lpm) y taquicardia (120 lpm).

(3) Presión aórtica media (normotenso = 100 mmHg, hipertenso = 130 mmHg, hipertenso severo = 160 mmHg): La hipertensión puede alterar significativamente la cinemática de las valvas y, por lo tanto, las distribuciones de deformación de las valvas. Las condiciones de normotensión, hipertensión e hipertensión severa se logran ajustando la resistencia aguas abajo y la elasticidad del bucle de flujo.

4. Análisis estadístico y repeticiones experimentales: Para cada combinación de parámetros, se realizaron ocho mediciones repetidas en un total de n = 3 VC cada una. Las tensiones de cizallamiento, los campos de flujo y el estiramiento se muestran con la media y la desviación estándar de la tendencia a lo largo del ciclo cardíaco. El estiramiento medio durante la diástole y la sístole, y los índices de estiramiento durante las fases de apertura y cierre se muestran como la media y la desviación estándar.

Ejemplo 9: Composiciones de LLDPE-HA adicionales

[0173] Los grupos de tratamiento de hinchamiento con siliIHA al 1,5 % y al 2,5 % se repiten con un nuevo grupo de tratamiento con siliIHA al 2,0 %. Se miden los ángulos de contacto en todas las muestras. El TGA y el cambio de peso miden la concentración de AH en masa. La densidad de superficie (nmol/cm2) del AH se cuantifica utilizando tinción con TBO. Las secciones transversales de las muestras teñidas con TBO se examinan con microscopía óptica para determinar si la concentración de AH es uniforme en toda la sección transversal, lo que permite dilucidar si el hinchamiento en las soluciones de AH viscosas más concentradas da lugar a una mayor cantidad de AH cerca de las superficies, aunque la cantidad total de AH en masa sea menor que la conseguida con las soluciones de hinchamiento de menor viscosidad y menor concentración. Si se encuentran diferencias significativas entre la cantidad de AH en masa (o la densidad de superficie de AH) en los tres grupos de tratamiento diferentes, también se realizarán los tratamientos de 1,75 % y 2,25 %. La mitad de las muestras de estos grupos de tratamiento en masa se someten al protocolo de inmersión de superficie mejorado. El % de aumento de AH se estima por el aumento de peso y se mide con TGA, y la densidad de la superficie de AH y la distribución de la sección transversal se cuantifican con tinción con TBO y microscopía. Se realizan mediciones de los ángulos de contacto en todas las muestras. Todas las muestras muestran ángulos de contacto muy por debajo de 60° y en algunos casos por debajo de 40°. Todas las condiciones de tratamiento que dan lugar a muestras con diferencias estadísticamente significativas en el % de AH en masa, el % de AH en superficie o la densidad de la superficie de AH y muestran ángulos de contacto se someten a pruebas de hemocompatibilidad. Se observan correlaciones e interacciones entre esos resultados y los ángulos de contacto acuosos, el % de AH en masa, el % de AH en la superficie y/o la densidad de la superficie de AH para todos los grupos de tratamiento.

Ejemplo 10: Hemocompatibilidad Ex Vivo

[0174] Se determina cuál de las muestras presenta la mejor hemocompatibilidad in vitro antes de proceder con los estudios in vivo en animales. La exposición de los materiales a la sangre introduce serias y continuas preocupaciones en relación con las malas interacciones entre la sangre y el biomaterial, como la adsorción indeseada de proteínas, la adhesión/activación de las plaquetas, el reclutamiento de leucocitos y la posterior respuesta inmune, lo que puede conducir a trombos y fallos clínicos. Se utiliza un tamaño mínimo de muestra de n = 9 en cada prueba descrita a continuación. Se utilizan como controles el LLDPE plano, el tejido bioprotésico fijado con glutaraldehído, como el utilizado en las VC bioprotésicas, y las superficies de carbono pirolítico similares a las utilizadas en las VC mecánicas. Las siguientes pruebas evalúan el efecto de estas diversas composiciones de materiales en la sangre completa, las plaquetas, los leucocitos y los monocitos/macrófagos. El efecto se evalúa para estas diversas composiciones de materiales en las células endoteliales (CE) en condiciones estáticas y dinámicas.

A. Evaluación de la adsorción de las proteínas del suero sanguíneo en los materiales de las valvas.

[0175] Se centrifuga la sangre completa humana para separar el plasma de los glóbulos rojos. Los materiales de las valvas se incuban con plasma durante 2 horas. Se evalúa la absorción de fibrinógeno, albúmina e inmunoglobulina-G en los materiales de las valvas utilizando un ELISA para entender cómo interactúan las proteínas del suero con las superficies.

B. Evaluación de la cinética de coagulación de la sangre completa en los materiales de las valvas.

[0176] Para evaluar las propiedades de coagulación de los materiales de las valvas, se investiga su interacción con la sangre completa. Se deja caer sangre completa humana sobre los materiales de las valvas y se deja coagular durante un máximo de 60 min. Se mide la concentración de hemoglobina libre a intervalos de 10 min. Se obtienen imágenes de los materiales de las valvas mediante SEM para visualizar la formación de coágulos de fibrina.

C. Evaluación del efecto de los materiales de las valvas en la interacción de las plaquetas y los leucocitos.

[0177] El plasma de la sangre completa contiene cuatro componentes principales: plaquetas, leucocitos, complemento y coagulación, que pueden desempeñar un papel importante en el fallo del implante in vivo. Por lo tanto, se evalúa la trombogenicidad de los materiales de las valvas después de 2 horas de incubación en plasma de sangre completa. La tinción de inmunofluorescencia indirecta determina la expresión celular mediante la presencia de proteínas marcadoras específicas para plaquetas (P-selectina), leucocitos (CD45), monocitos/macrófagos (CD14) y neutrófilos (CD16). Se investiga la morfología de las plaquetas y los leucocitos utilizando imágenes SEM para visualizar la interacción entre las plaquetas y los leucocitos. Se evalúa la activación del complemento utilizando un ELISA para valorar el grado de activación del complemento SC5b-9. Se evalúa la activación por contacto para valorar el grado de calicreína plasmática presente en el plasma expuesto al sustrato utilizando un método de parada con ácido. Se evalúa la expresión de PF-4 utilizando ELISA para valorar el grado de activación plaquetaria.

D. Evaluación del efecto de los materiales de las valvas en los monocitos y los macrófagos.

[0178] El lisado de la sangre completa también contiene monocitos y se utiliza para estos estudios. La viabilidad celular se caracteriza utilizando un ensayo de bromuro de 2-(4,5-dimetiltiazol-2-il)-2,5-difeniltetraxolio (MTT). La adhesión y la proliferación celular se caracterizan mediante tinción del citoplasma de las células adheridas con diacetato de 5-clorometilfluorescieína (CMFDA) y los núcleos con dilactato de 4',4-diamidino-2-fenilindol (DAPI). Se investiga la morfología celular utilizando imágenes SEM. El óxido nítrico (NO) liberado por las células se detecta utilizando un kit de reactivo de Griess. Las citoquinas/quimioquinas inflamatorias humanas (TNF, IFN-y, TGF-p1, MIP-1 p, MCP-1, IL-1 p, IL-6, IL-8, IL-10 e IL-12p70) se detectan utilizando conjuntos plex flex humanos de matriz citométrica de esferas. Todos los inmunoensayos se realizan juntos.

E. Evaluación del efecto de los materiales de las valvas en la adhesión, la proliferación y la diferenciación de las CE.

[0179] Dado que las CE están implicadas en la mecanotransducción de la valva de la VC natural, se investiga la capacidad de endotelización del material de la valva. Para estos estudios se utilizan CE microvasculares humanas primaras aisladas de la dermis neonatal. Se investiga la adhesión y la proliferación de las CE utilizando imágenes de microscopía de fluorescencia live/dead, ensayo MTT y SEM. Junto con el DAPI, las células se inmunotiñen para actina y vinculina con el fin de visualizar los cambios en su citoesqueleto. Se investigan los estados de estrés oxidativo en condiciones de flujo dinámico. Las monocapas de células endoteliales se exponen a condiciones estáticas y de cizallamiento durante 24 horas. Se utiliza ELISA para determinar la expresión diferencial de citoquinas, como TNF-a e IL-1 p, así como la expresión de moléculas de adhesión leucocitaria, como VCAM-1, ICAM-1 y E-selectina. Debido a la baja inmunogenicidad del AH, las CE en los materiales de las valvas pueden regular hacia abajo la expresión de los marcadores de estrés. Se evalúa la función antitrombogénica de las CE midiendo la secreción de factores de anticoagulación como la prostaciclina y el sulfato de heparina utilizando ELISA.

Ejemplo 11: Propiedades mecánicas de las composiciones de LLDPE-HA adicionales

[0180] Se llevan a cabo pruebas de tracción, tanto en la dirección longitudinal como en la dirección transversal de la película, en los materiales más hemocompatibles para confirmar la anisotropía y que no hay cambios significativos en las propiedades mecánicas. Si alguna de las propiedades de tracción cambia significativamente, se repiten las pruebas en las VC hechas con las valvas de la nueva composición para confirmar la función y la durabilidad.

[0181] Un nuevo compuesto según la presente exposición puede conseguir más de un 1,4 % de AH en la masa, o más de un 0,05 % adicional de AH en las muestras sumergidas en la superficie. Con un proceso de inmersión, se pueden producir densidades de superficie de AH homogéneas en todos los grupos sumergidos. Se puede conseguir una excelente hemocompatibilidad de todas las superficies con ángulos de contacto bajos en puntos de tiempo cortos, pero aquellas superficies con la mayor densidad de superficie de AH muestran el menor ángulo de contacto y la mejor hemocompatibilidad durante tiempos más largos. Aquellas muestras con la mayor concentración en superficie de Ah pueden mostrar la mayor disminución de adsorción de fibrinógeno, adhesión/activación plaquetaria y cinética de coagulación.

[0182] Se puede evitar el recubrimiento no homogéneo con el proceso de inmersión final en AH. Se utiliza la superficie más uniforme para las pruebas. Si ninguna superficie es uniforme, las películas se secan en un asador donde la película se estira en un soporte y después se gira lentamente durante el secado. El riesgo de no encontrar respuesta celular es inherente en todos los estudios biológicos. Es posible que no se consiga la endotelización; sin embargo, los materiales de las valvas deben mantener y aumentar la función celular. La hialuronidasa no degrada el AH reticulado de alto peso molecular en la superficie, probablemente debido a que la reticulación en el compuesto limita su movilidad molecular, lo que posiblemente limita su efecto en las células endoteliales. El AH oligomérico (de bajo peso molecular) puede estimular la proliferación de las CE in vitro. Por lo tanto, si hay poca o ninguna diferencia entre los materiales de nuestra valva de compuesto y los del control en la respuesta de las CE, se explorará el uso de AH oligomérico preparado por digestión de hialuronidasa en la inmersión final de la superficie con cantidades variables de reticulación, incluida poca o ninguna reticulación, para ver si el recubrimiento de AH oligomérico físicamente entrelazado puede ser más bioactivo para las CE.

Ejemplo 12: Hemocompatibilidad in vivo de las valvas de VC de compuesto

[0183] Las VC de compuesto son menos trombogénicas y más resistentes a la calcificación que las VC bioprotésicas. Se realizaron dos estudios in vivo independientes: (A) un estudio en cerdos para validar los niveles trombogénicos bajos o menores de las VC de compuesto con respecto a una VC bioprotésica estándar, y (B) un estudio en ovejas jóvenes para validad la resistencia a la calcificación superior de las VC de compuesto con respecto a una VC bioprotésica estándar. En ambos estudios, la válvula de control es la válvula Perimount de Carpentier Edwards y la VC de compuesto de prueba corresponde a la mejor composición combinada con la mejor configuración geométrica de la valva.

A. Estudio en cerdos

[0184] El modelo porcino es adecuado desde el punto de vista anatómico y hemodinámico para estudios de dispositivos cardiovasculares humanos, y el sistema de coagulación se aproxima mucho al del neonato humano. Las valvas de compuesto de mejor composición se ensamblan en la VC utilizando el modelo Autogenics. Las válvulas se esterilizan con óxido de etileno. Este modelo proporciona una prueba in vivo de los materiales de compuesto para demostrar la ausencia o la necesidad de anticoagulación. Las válvulas se implantan en la posición pulmonar en el cerdo durante 8 semanas. Se escoge la posición pulmonar puesto que la cirugía se puede realizar sin una derivación completa mediante la canulación de la aurícula derecha y la arteria pulmonar. La posición pulmonar es dinámicamente equivalente desde el punto de vista de los fluidos a la posición aórtica, con la excepción de las presiones más bajas. Estas presiones más bajas no afectan al cizallamiento del fluido ni a la coagulación iniciada por el material. En cada grupo de tratamiento hay seis cerdos (12 en total). Los cerdos pesan aproximadamente 60 kg y se les implanta una válvula de 25 mm.

[0185] El cerdo se deja en ayunas durante la noche con agua ad libitum. La premedicación se realiza con ketamina, midazolam, y morfina. Se induce la anestesia con propofol y a continuación se mantiene a un nivel quirúrgico de anestesia después de la intubación endotraqueal con oxígeno e isoflurano. El cerdo es ventilado mecánicamente.

[0186] El cerdo es colocado en decúbito lateral derecho para la cirugía. Se coloca una vía intravenosa periférica en una vena de la oreja para administrar líquidos y medicación. Se realiza una toracotomía izquierda. Se abre el pericardio para exponer el corazón. Se administra heparina (300 U/kg) por vía intravenosa. Se aísla la arteria pulmonar principal y se colocan suturas en jareta en la parte distal de la arteria pulmonar con polipropileno 4-0, y la aurícula derecha con polipropileno 3-0. Se canula la arteria pulmonar para la perfusión arterial utilizando una cánula de un tamaño de 24-Fr, y se canula la aurícula derecha para el retorno venoso utilizando una cánula atriocava de dos etapas de 34-Fr. Ambas cánulas se conectan a una máquina de derivación cardiopulmonar estándar con un depósito sin oxigenador. Se pinza la arteria pulmonar aguas arriba de la cánula y se abre la arteria pulmonar. Se extirpa la válvula pulmonar nativa. La VC de prueba (de compuesto o de control) se sutura en el anillo con suturas de colchonero Ticron™ 3-0 con pledget. Un patrón de sutura continua de polipropileno 4-0 cierra la arteria pulmonar. Después de la desaireación, se sueltan los clamps y se interrumpe la derivación cardíaca derecha. Se retiran las cánulas. Se revierte la heparina con protamina. Se cierra el tórax por capas después de insertar un drenaje. Este drenaje se retira a las 2 horas del postoperatorio en todos los casos.

[0187] El cerdo se somete a una evaluación ecocardiográfica transesofágica y transtorácica después de la estabilización de la implantación quirúrgica para evaluar la función valvular y del ventrículo derecho. Los índices de rendimiento valvular incluyen la velocidad del flujo transvalvular y el gradiente de presión (estenosis), análisis del flujo de color y Doppler espectral para la regurgitación de la válvula, análisis en modo M del movimiento de las valvas y análisis en 2D para detectar la presencia de trombos o crecimiento de pannus. Estos son procedimientos estándar de diagnóstico cardíaco que se realizan de forma rutinaria en un hospital veterinario.

[0188] Se evalúa la función de las valvas y la presencia de trombos de forma ecocardiográfica en el momento de la implantación, así como a las 1 y 4 semanas, y antes del sacrificio a las 8 semanas. En estos puntos de tiempo se miden varios marcadores plasmáticos que se elevan tras la activación de las plaquetas y las enzimas de coagulación. En concreto, se evalúa el consumo de fibrinógeno y su escisión por trombina mediante mediciones de los niveles plasmáticos de fibrinógeno coagulable y fibrinopéptido A (FPA), respectivamente. Se evalúa la activación de las plaquetas a partir del cambio en el recuento de plaquetas en circulación y por los niveles plasmáticos de proteínas de gránulos a de plaquetas liberables, p-tromboglobulina y factor plaquetario 4. Se fotografían las valvas para medir la superficie libre de trombos y se comparan las dimensiones de la valva con las dimensiones antes del implante. Se mide el % de AH en las valvas utilizando tinción con TBO y TGA, y se utiliza SEM para examinar daños estructurales en las valvas.

B. Estudio en ovejas jóvenes

[0189] Las ovejas jóvenes son un modelo animal estándar para evaluar la calcificación en las VC protésicas.

[0190] La oveja se deja en ayunas durante la noche con agua ad libitum. La premedicación se realiza con ketamina, midazolam, y morfina. Se induce la anestesia con propofol y a continuación se mantiene a un nivel quirúrgico de anestesia después de la intubación endotraqueal con oxígeno e isoflurano. La oveja es ventilada mecánicamente.

[0191] La oveja es colocada en decúbito lateral derecho para la cirugía. Una vía intravenosa periférica administra líquidos y medicación. Se realiza una toracotomía izquierda en el segundo espacio intercostal. Se abre el pericardio para exponer el corazón. Se administra heparina (300 U/kg) por vía intravenosa. Se aísla la arteria pulmonar principal y se colocan suturas en jareta en la parte distal de la arteria pulmonar con polipropileno 4-0, y la aurícula derecha con polipropileno 3 0. Se canula la arteria pulmonar para la perfusión arterial utilizando una cánula de un tamaño de 24-Fr y se canula la aurícula derecha para el retorno venoso utilizando una cánula atriocava de dos etapas de 34-Fr. Ambas cánulas se conectan a una máquina de derivación cardiopulmonar estándar con un depósito sin oxigenador. Se pinza la arteria pulmonar aguas arriba de la cánula y se abre la arteria pulmonar. Se extirpa la válvula pulmonar nativa. La VC de prueba (de compuesto o de control) se sutura en el anillo con suturas de colchonero Ticron™ 3-0 con pledget. Se utiliza un patrón de sutura continua de polipropileno 4-0 para cerrar la arteria pulmonar. Después de la desaireación, se sueltan los clamps y se interrumpe la derivación cardíaca derecha. Se retiran las cánulas. Se revierte la heparina con protamina. Se cierra el tórax por capas después de insertar un drenaje. Este drenaje se retira a las 2 horas del postoperatorio en todos los casos. La oveja recibe analgésicos, antibióticos y/o agentes diuréticos según sea necesario. Se administra heparina de bajo peso molecular (enoxaparina sódica, 20 mg dos veces al día) durante los primeros 6 días.

[0192] La oveja recibe un seguimiento ecocardiográfico transtorácico cada dos semanas. Se explantan tres de las seis válvulas implantadas a los 3 meses y las restantes a los 6 meses. Se obtienen imágenes de las válvulas explantadas desde ambas direcciones y se examinan a grandes rasgos, anotando los comentarios. Se cortan las valvas de la válvula explantada para una evaluación radiográfica en ambas direcciones. El grado de calcificación se clasifica en tres categorías: 0 para la ausencia de calcificación, 1 para la calcificación ligera y 2 para la calcificación severa. Se realiza la histología con hematoxilina y eosina, tinción tricrómica de Masson para el colágeno, una tinción elástica de Von Giesson, una tinción de hematoxilina acida fosfotúngstica para la fibrina y una tinción de calcio de Von Kossa en una de las tres valvas. Otra de las valvas se somete a un análisis de microscopía electrónica de transmisión (TEM, por sus siglas en inglés). Se clasifican las imágenes por calcificación. La última valva se somete a cuantificación de la calcificación. La valva se corta además en tres partes: el borde libre, la zona comisural y la parte basal. Después de la liofilización, la muestra se pulveriza y se deseca y, a continuación, se diluye en ácido clorhídrico al 20 %. Se evalúa el contenido de calcio, expresado en microgramos por miligramo de peso seco, utilizando espectometría de absorción.

[0193] El tamaño de la válvula es un problema potencial a la hora de probar cualquier válvula protésica en un animal vivo. Se evalúa previamente el tamaño del anillo en el cerdo/oveja. Si se observa un trombo al final de la semana 1, los cerdos se someten a un régimen diario de aspirina (1 mg/kg/día). Si la aspirina no controla de forma suficiente el trombo, se utiliza terapia antiplaquetaria y, en su defecto, una terapia anticoagulante a dosis bajas. Una vez se ha determinado la terapia de anticoagulación adecuada, el estudio en ovejas continúa.

[0194] Las VC de compuesto muestran pocos o ningún signo de trombo en las ovejas, lo que demuestra como mínimo su equivalencia con las VC bioprotésicas. Se produce muy poca calcificación en las ovejas jóvenes, lo que demuestra superioridad con respecto a las VC bioprotésicas. Las VC de compuesto tampoco se degradan mecánicamente ni presentan daños por fatiga en el estudio.

[0195] Los resultados se analizan utilizando el software SigmaStat versión 11.2. Se realizan comparaciones estadísticas de los datos paramétricos utilizando la prueba T de Student para las comparaciones de dos tratamientos, ANOVA para las comparaciones de tratamientos múltiples y el análisis post hoc de Newman-Keuls con el ajuste de Holm-Sidak cuando las variaciones de la población de la muestra son muy similares. Se realiza la prueba de normalidad de Shapiro-Wilk en todos los tratamientos. La significancia se evalúa en p < 0,05.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Compuesto, que comprende:

un polímero huésped seleccionado de entre el grupo que consiste en polietileno de baja densidad (LDPE), polietileno lineal de baja densidad (LLDPE), tereftalato de polietileno (PET), politetrafluoroetileno (PTFE), polipropileno (PP), poliuretano, policaprolactona (PCL), polidimetilsiloxano (PDMS), polimetilmetacrilato (PMMA) y polioximetileno (POM); y

una molécula invitada que comprende ácido hialurónico;

donde la molécula invitada está dispuesta dentro del polímero huésped, y

donde la molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra molécula invitada, de manera que las moléculas invitadas enlazadas covalentemente interpenetren las moléculas del polímero huésped a escala nanométrica.

2. Compuesto de la reivindicación 1, donde el polímero huésped es una película con un grosor de 25 pm a 100 pm.

3. Compuesto de la reivindicación 1, donde el porcentaje de moléculas invitadas reticuladas dentro del compuesto es de 0,2 % a 3,5 %.

4. Compuesto de la reivindicación 1, donde la concentración de la molécula invitada en el compuesto es mayor en la superficie del polímero huésped que en el núcleo del polímero huésped.

5. Compuesto de la reivindicación 1, donde el ángulo de contacto acuoso en la superficie del compuesto es de 10° a 90°.

6. Compuesto de la reivindicación 5, donde el ángulo de contacto acuoso en la superficie del compuesto es de 40° a 80°.

7. Compuesto de la reivindicación 1, donde un peso molecular medio de la molécula invitada es de 0,75 kDa a 1000 kDa.

8. Dispositivo en contacto con la sangre formado a partir de un compuesto según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7.

9. Dispositivo de la reivindicación 8, donde el dispositivo es una válvula cardíaca, que comprende un elemento de control de flujo seleccionado de entre el grupo que consiste en una valva, un disco basculante y un mecanismo de bola enjaulada.

10. Dispositivo de la reivindicación 8, donde el compuesto, tras el contacto con la sangre, reduce considerablemente la trombogénesis o mejora considerablemente la endotelialización en comparación con el polímero huésped sin una molécula invitada dispuesta en su interior.

11. Dispositivo de la reivindicación 9, donde el elemento de control de flujo es:

una valva formada a partir del compuesto, que comprende:

el polímero huésped seleccionado de entre el grupo consistente en película de polietileno de baja densidad (LDPE), película de polietileno lineal de baja densidad (LLDPE) y tela de tereftalato de polietileno (PET).

12. Dispositivo de la reivindicación 11 que comprende además un anillo de sutura o anillo de costura hecho de un segundo compuesto, que comprende:

un segundo polímero huésped que comprende tela de PET, y

una segunda molécula invitada que comprende ácido hialurónico;

donde la segunda molécula invitada está dispuesta dentro del segundo polímero huésped, y

donde la segunda molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra segunda molécula invitada, de manera que las segundas moléculas invitadas enlazadas covalentemente interpenetren las segundas moléculas del polímero huésped a escala nanométrica.

13. Dispositivo de la reivindicación 8, donde el dispositivo es un injerto vascular de pequeño diámetro formado a partir del compuesto, que comprende:

el polímero huésped que comprende politetrafluoroetileno expandido (ePTFE).

14. Dispositivo de la reivindicación 9, donde el elemento de control de flujo es:

un disco basculante formado a partir de un primer compuesto, que comprende:

un primer polímero huésped que comprende polietileno de peso molecular ultra alto (UHMWPE), y una primera molécula invitada que comprende ácido hialurónico;

donde la primera molécula invitada está dispuesta dentro del primer polímero huésped, y donde la primera molécula invitada está enlazada covalentemente a al menos una otra primera molécula invitada; y

un anillo de sutura hecho del compuesto de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, que comprende: el polímero huésped que comprende tela de PET.

15. Dispositivo de la reivindicación 8, donde el dispositivo es un anillo de sutura o anillo de costura hecho del compuesto, y el polímero huésped comprende tela de PET.