ES2896739T3 - Implante - Google Patents

Abstract

Un implante cardiovascular para regenerar tejido in vivo que comprende un material de matriz que está compuesto por uno o más compuestos supramoleculares, en el que el material de matriz está compuesto por una red fibrosa que consiste en fibras electrohiladas, y cuyo material de matriz tiene al menos el 60 % de porosidad, preferiblemente una porosidad de entre el 70 % y 90 %, y comprende unos poros que tienen un diámetro que oscila entre 1 - 300 micrómetros y tiene una rigidez elástica lineal que oscila entre 0,1 - 50 MPa.

Description

DESCRIPCIÓN

Implante

La presente invención se refiere a un implante cardiovascular como el que se define en la reivindicación 1 y a un método para fabricar dicho implante como el que se define en la reivindicación 16. La invención se refiere además a un implante engastado como el que se define en la reivindicación 18.

Un campo relativamente nuevo de la medicina - desde principios de 1990 - es el campo de la medicina regenerativa. La medicina regenerativa es el proceso de creación de tejidos vivos y funcionales para reparar, reemplazar o restaurar la estructura y función de tejidos u órganos perdidos debido a la edad, enfermedad, daño o a defectos congénitos. Este campo de la medicina utiliza nuevos métodos que incluyen la terapia con células (madre), el desarrollo de dispositivos médicos y la ingeniería de tejidos.

En los últimos años, las mejoras continuas en nuestra atención médica han dado como resultado cambios demográficos drásticos, por ejemplo, un aumento en la edad media de la población. Estos cambios demográficos están dando lugar a un aumento en la prevalencia de enfermedades asociadas al envejecimiento tales como las enfermedades cardiovasculares. Muchas de estas enfermedades surgen de la pérdida o disfunción de tipos celulares específicos en el cuerpo humano, lo que da lugar a tejidos y órganos dañados de forma permanente.

Las enfermedades cardiovasculares son una de las principales causas de muerte en todo el mundo. Una forma de tratar al menos algunas de estas enfermedades es por medio de la ingeniería de tejidos. La ingeniería de tejidos se puede utilizar para el reemplazo de tejidos cardiovasculares, tales como arterias y válvulas cardíacas. Los sustitutos cardiovasculares que se utilizan en la actualidad presentan riesgos debido a la coagulación, las infecciones, la degeneración y la falta de posibilidades de crecimiento. La ingeniería de tejidos utiliza las propias células del paciente y un andamio de polímero biodegradable para producir tejido autólogo que es capaz de crecer, adaptarse y reparar. Para asegurar un crecimiento apropiado de células y tejidos, los andamios deben ser altamente porosos y estar en coincidencia con las propiedades mecánicas del tejido. El electrohilado es una técnica que produce nanofibras poliméricas por medio de la utilización de un campo electrostático de alta tensión. Da como resultado un material altamente poroso compuesto por nanofibras que se asemeja a la matriz extracelular del tejido. La ingeniería de tejidos se puede utilizar, por ejemplo, para injertos de derivación coronaria, reemplazos de válvulas cardíacas, derivaciones AV para pacientes en diálisis.

En el campo de la cirugía, se prefiere la cirugía mínimamente invasiva. Sin embargo, las construcciones de ingeniería tisular a menudo sólo se pueden implantar por medio de procedimientos quirúrgicos normales, dado que las construcciones no se pueden comprimir hasta un tamaño lo suficientemente pequeño como para facilitar una cirugía mínimamente invasiva. Algunas válvulas cardíacas artificiales en la actualidad se pueden engastar hasta un diámetro de 18 French (6 mm) para hacer posible su implantación a través de una pequeña incisión periférica (por ejemplo, transfemoral o transyugular). Sin embargo, muchos pacientes de edad avanzada que necesitan válvulas de reemplazo sufren además de arterias estenosadas, y por lo tanto estrechas, lo que actualmente los excluye de la muy preferida cirugía mínimamente invasiva. Una reducción de 1 o 2 French (0,33 o 0,67 mm) en el diámetro engastable ya significa un aumento significativo en el número de pacientes tratables.

La técnica de la ingeniería de tejidos consiste en construir sustitutos (por ejemplo, sustitutos biológicos) para los tejidos enfermos. La ingeniería de tejidos hace uso de andamios naturales o poliméricos que proporcionan un soporte mecánico y promueven el nuevo crecimiento de las células perdidas debido a traumatismos o a enfermedades. Un andamio es una estructura temporal que se utiliza para soportar material (por ejemplo, tejido) durante la recuperación del mismo.

Los andamios poliméricos se pueden construir a partir de polímeros no tóxicos y biocompatibles. La elección del polímero y la técnica utilizada para la fabricación del andamio afecta a las propiedades mecánicas exhibidas por el andamio.

En la publicación de Bouten et al, Advanced Drug Delivery Reviews, 2011, vol. 63, págs. 221 - 241, se ha demostrado que los polímeros sintéticos son buenos sustratos para la ingeniería de tejidos valvulares y vasculares. Para la ingeniería de tejidos cardíacos, los materiales de andamio sintético biodegradable más comúnmente utilizados son el ácido poliglicólico (PGA), el ácido poliláctico (PLA), los polihidroxibutiratos (PHB), la £-policaprolactona (PCL) o sus copolímeros. No se han descrito implantes funcionales que utilicen los materiales de andamio sintético descritos.

En la publicación de Dankers et al en Nature Materials, 2005, vol. 4, págs. 568 - 574 se demostró que las películas de polímero moldeadas en solución que comprenden polímeros de 2-ureido-4[1H]-pirimidinona (Upy) no son tóxicas cuando se estudiaron in vivo. Sin embargo, no se mostró la utilización de polímeros UPy como andamios de implantes cardiovasculares.

Al objeto de obtener una construcción de ingeniería tisular, se puede sembrar previamente un andamio in vitro con las células apropiadas antes de la implantación. En la mayoría de los casos, a medida que avanza la formación y remodelación del tejido recién formado, la degradación del andamio debe tener lugar lenta y constantemente, dejando sólo tejido nuevo sano. Por degradación se hace referencia a la descomposición del material en partes más pequeñas, por ejemplo, compuestos y/o elementos químicos que se pueden eliminar del organismo por medio de excreción en orina, por ejemplo.

Un inconveniente del crecimiento de una construcción de tejido in vitro es que el procedimiento completo, incluido el crecimiento y la implantación, se debe llevar a cabo de forma estéril, lo que lo convierte en un procedimiento costoso y laborioso. Además, las directrices regulatorias sobre tejidos vivos son complejas, lo que da lugar a procesos largos y costosos para la aprobación del producto.

Otra opción es sembrar un implante con células antes de la implantación. Este método requiere la recolección de células del sujeto que va a recibir el implante, opcionalmente el crecimiento de las células in vitro, y el sembrado de las células en la construcción seguido de la implantación. Este método tiene los mismos aspectos negativos que el método descrito con anterioridad.

Es un objeto de la presente invención la provisión de un implante que se pueda implantar mediante cirugía mínimamente invasiva.

Es un objeto de la presente invención la provisión de un implante que regenere tejido in vivo.

Es también un objeto de la presente invención superar uno o más de los inconvenientes mencionados con anterioridad asociados con la técnica anterior.

Uno o más de los objetos anteriores se consiguen por medio de la presente invención. Los inventores han descubierto de forma sorprendente que los objetos anteriores se consiguen con un implante cardiovascular para regenerar tejido in vivo que comprende un material de matriz que está compuesto por uno o más compuestos supramoleculares, y en el que el material de matriz está compuesto por una red fibrosa que consiste en fibras electrohiladas, y teniendo el material de matriz una porosidad de al menos el 60 %, preferiblemente una porosidad de entre el 70 % y 90 %, y que comprende unos poros que tienen un diámetro que oscila entre 1 - 300 micrómetros y que tiene una rigidez elástica lineal que oscila entre 0,1 - 50 MPa.

La presente invención se ilustra con más detalle en la siguiente descripción y haciendo referencia a los dibujos, en los que:

La figura 1 muestra las orientaciones de las fibras nativas de una valva de válvula cardíaca (Sauren, 1981).

La figura 2 muestra la orientación de las fibras helicoidales en los vasos sanguíneos (Holzapfel, J.Elast., 2000). La figura 3 muestra los resultados de una prueba de válvula a 120/80 mmHg en una válvula de PCL-bisurea en condiciones sistémicas que muestran un rendimiento estable durante 20 horas.

La figura 4 muestra unas imágenes de válvulas de PCL-bisurea al inicio (las dos imágenes superiores) y después de 20 horas (las dos imágenes inferiores) de condiciones sistémicas en un ensayo de válvula, 20 horas (R11020). La figura 5 muestra los resultados de una prueba de válvula a 50/25 mmHg en una válvula de PCL en condiciones sistémicas que muestran una disminución del rendimiento en el transcurso de varias horas.

La figura 6 muestra unas imágenes de válvulas de PCL al inicio (las dos imágenes superiores) y después de 20 horas (las dos imágenes inferiores) a 50/25 mmHg en un ensayo de válvula, 20 horas (R11020).

La figura 7 muestra una fotografía (a) y una visión de conjunto esquemática (b) de la configuración para la prueba de válvula.

La figura 8 muestra los resultados del ensayo de tracción uniaxial para andamios electrohilados de PCL y de PCLbisurea a lo largo de la dirección principal de fibra (primera figura) y en perpendicular a ella (segunda figura). La figura 9A muestra los resultados de los ensayos de fatiga uniaxial (10 %, 2Hz) en PCL y PCLbisurea. La figura 9B muestra los resultados comparativos de las pruebas de fatiga de conductos llevadas a cabo con implantes de PCLbisurea y de PCL UPy.

La figura 10 muestra los resultados de los ensayos de engastado en implantes de válvulas cardíacas electrohiladas. La figura 11 muestra los diferentes estados engastados de válvulas cardíacas electrohiladas 3D.

La figura 12 muestra las endoprótesis después de diferentes etapas de engastado de las válvulas cardíacas electrohiladas 3D.

La figura 13 muestra dos imágenes de tinción DAPI de un implante de PCL-bisurea en un modelo ovino.

La figura 14 muestra dos imágenes SEM de matrices de PCL y de PCL-bisurea.

En la presente descripción y reivindicaciones adjuntas, se utilizan los siguientes términos, que se explican a continuación.

Se pretende que un “polímero” incluya también un homopolímero, copolímero o polímero supramolecular a menos que se indique lo contrario.

Un “polímero supramolecular” es una matriz polimérica de unidades monoméricas que se unen por medio de unas interacciones secundarias reversibles y altamente direccionales, lo que da como resultado unas propiedades poliméricas en soluciones diluidas y concentradas, así como a granel. Las unidades monoméricas de los propios polímeros supramoleculares no poseen una repetición de fragmentos químicos. La direccionalidad y la fuerza de la unión supramolecular son características importantes de estos sistemas, que pueden ser considerados polímeros y se comportan de acuerdo a teorías bien establecidas de la física de polímeros.

Un “compuesto de monómero supramolecular” en esta solicitud es un compuesto que en virtud de unas interacciones secundarias reversibles y altamente direccionales (con otros compuestos de monómero supramolecular) forma un polímero supramolecular.

Por lo tanto, un polímero supramolecular está compuesto por monómeros, monómeros que están diseñados de tal forma que se autoensamblan de forma autónoma en la estructura polimérica deseada. Esto contrasta con las reacciones de polimerización convencionales en las que los monómeros se unen por medio de enlaces covalentes. Como resultado del autoensamblaje, se consigue una masa molecular virtual (mucho) mayor del material. Se han descrito ejemplos de polímeros supramoleculares en, por ejemplo, Science, 1997, 278, 1601.

Un “agente de contraste” es una sustancia que se utiliza para mejorar el contraste de estructuras o fluidos dentro del cuerpo en el diagnóstico por imágenes médicas.

Un “andamio” es una estructura temporal que se utiliza para soportar material (por ejemplo, tejido) durante la formación y/o recuperación de dicho material.

Un “componente estructural” es la parte del andamio que está destinada a proporcionar propiedades estructurales. Un “componente de formación de imágenes” es la parte del andamio que está destinada a proporcionar propiedades de formación de imágenes.

Un “componente biológicamente activo” es la parte del andamio que está destinada a proporcionar actividad biológica. Un “sustrato” es el material sobre el que tiene lugar el crecimiento de las células.

Un implante es un dispositivo médico que puede reemplazar una estructura biológica disfuncional o dañada, soportar una estructura biológica dañada, cubrir una estructura biológica dañada o mejorar una estructura biológica existente. La columna vertebral de un polímero es la cadena fundamental (denominada también cadena principal), es una serie de átomos unidos covalentemente que en conjunto crean la cadena continua del polímero.

La “porosidad” se mide, por ejemplo, por medio de porosimetría de mercurio, intrusión de fluidos y gravimetría. El “tamaño de poro” es el tamaño medio de las aberturas (poros) del material de matriz. La porosidad, tal y como se menciona en la memoria, se mide de la siguiente manera:

El peso del andamio se mide con una balanza. Se miden también las dimensiones (longitud y grosor para los tubos, longitud, anchura y grosor para las láminas). La porosidad se calcula por medio de la utilización de la siguiente fórmula porosidad = (1 - densidad de andamio/densidad de polímero) x 100 %

en donde la densidad de polímero varía según el polímero utilizado y

la densidad de andamio se calcula como peso del andamio/volumen del andamio.

Por “poros” se entienden los espacios entre fibras (es decir, el tamaño de los poros) del material de matriz. El tamaño de los poros y la porosidad son propiedades de un andamio que influyen en la unión, proliferación, migración y/o diferenciación de las células.

Un procedimiento mínimamente invasivo es un procedimiento (quirúrgico o de otro tipo) que es menos invasivo que la cirugía abierta.

Los inventores han descubierto de forma sorprendente que el objeto anterior se consigue con un implante según la reivindicación 1. Dicho implante se puede implantar en un sujeto (denominado también receptor del implante) con un procedimiento mínimamente invasivo. Debido a la porosidad de al menos el 60 %, el implante se puede comprimir minimizando el tamaño del implante (a lo que se hace referencia también como engastado). Dado que el tamaño del implante se reduce, se requiere una abertura más pequeña para la implantación, lo que da lugar a menos molestias para el receptor del implante y a la minimización del tiempo de recuperación del receptor. Preferiblemente, la porosidad está entre el 70 % y el 90 %. Además, una estructura de fibra con dicha porosidad permite la difusión de nutrientes hacia el interior de la matriz y el crecimiento y/o infiltración de células en la matriz.

Los inventores han descubierto que pueden resolver una de las principales limitaciones actualmente asociadas con la implantación invasiva mínima de, por ejemplo, válvulas cardíacas protésicas al hacer posible un engastado hasta un tamaño más pequeño en comparación con las válvulas cardíacas transcatéter existentes.

El implante es un implante cardiovascular y preferiblemente un implante elegido del grupo que comprende un vaso (sanguíneo), una válvula cardíaca, un parche cardiovascular o un conducto con válvula. Es beneficioso para el receptor que un implante según la presente invención se pueda implantar por medio de una cirugía mínimamente invasiva. Para estos implantes, sólo se tiene que realizar una incisión menor al objeto de facilitar la implantación. Preferiblemente, el implante se aplica a un objeto (es decir, un paciente) a través de una pequeña incisión. Debido a la alta porosidad del implante, el implante se puede reducir en al menos 5 veces el tamaño del diámetro, pasando de una configuración completamente expandida a una configuración completamente engastada y viceversa.

En una realización de la presente invención, el implante está reforzado con al menos una estructura de soporte, preferiblemente la al menos una estructura de soporte se elige de entre el grupo que comprende un anillo de refuerzo, un anillo de sutura o una estructura de endoprótesis, y es preferiblemente biodegradable, preferiblemente el implante está compuesto del material de matriz reforzado. La presencia de la estructura de soporte puede estar destinada, por ejemplo, al refuerzo del implante, haciendo posible el engastado del implante durante un procedimiento mínimamente invasivo, haciendo posible la fijación del implante en la posición anatómica correcta o haciendo posible la punción repetida del implante con una aguja. Las estructuras de soporte adecuadas son las ampliamente conocidas en la técnica y se utilizan, por ejemplo, en válvulas cardíacas artificiales o como endoprótesis coronarias o endoprótesis para otros tipos de arterias. Los refuerzos se describen, por ejemplo, en los documentos de patente de EE.UU. n° US 4.626.255, US 6.338.740, US2004/0148018, US 3.570.014 y US 4.084.268.

El implante tiene un material de matriz que está compuesto por una red fibrosa. Dicha red fibrosa está formada por fibras. Las fibras permiten que el implante tenga una buena integridad estructural a la vez que se mantiene su porosidad y poros. La red fibrosa consta de fibras electrohiladas. El electrohilado es una técnica que utiliza un objetivo o molde de metal, que tiene una forma plana de placa o una forma tridimensional compleja, dependiendo de la preforma que se desee. Las fibras de polímero se depositan sobre este molde por medio de un campo electromagnético. Las fibras de polímero se generan a partir de una solución de uno o más polímeros en uno o más disolventes. Esta técnica de electrohilado es conocida en la técnica y no se detallará más en esta memoria. En el documento de patente de Holanda n° NL 1026076 (correspondiente al documento de patente de EE.UU. n° US 2008/0131965) se describe la preparación de un artículo por medio de electrohilado de microfibras poliméricas. La configuración del electrohilado utilizada en el desarrollo de dicho producto tiene un clima controlado y permite además el control del área de hilado, de la velocidad de la boquilla, del giro del colector y la posibilidad de aplicar una pequeña tensión negativa (hasta -4 kV). La humedad, la temperatura y otros factores mencionados con anterioridad se pueden utilizar solos o en combinación al objeto de modificar diferentes características de las fibras electrohiladas. Éstas incluyen, pero sin quedar limitadas a ellas, la morfología de las fibras, el diámetro de las fibras, la distribución del tamaño de las fibras y los poros, la porosidad y el grosor del andamio.

Las fibras del material de matriz constan de uno o más polímeros supramoleculares. Por medio de la utilización de estos tipos de polímeros, los inventores han descubierto que el implante se puede implantar en un sujeto sin tener que sembrar el implante con células antes de la implantación. Por medio de la utilización de compuestos supramoleculares los inventores observaron que las células se fijan, infiltran y crecen in vivo sobre y dentro del implante al tiempo que el implante cumple la función del tejido que ha de ser reemplazado o reparado. Por tanto, el implante se puede implantar directamente en el paciente. Las ventajas de implantar un andamio directamente son una reducción en el tiempo y el coste de producción, que el andamio se puede almacenar durante períodos de tiempo prolongados y que se califica como dispositivo médico, lo que significa que la aprobación regulatoria se puede obtener mucho más rápido. Por lo tanto, se superan uno o más de los inconvenientes importantes de hacer crecer una construcción de tejido, o de sembrar células, in vitro, a la vez que se mantiene la ventaja y promesa de la regeneración, dejando solo tejido nuevo sano.

En una realización de la presente invención, el implante es biodegradable. Esto hace posible que el implante se degrade después de haber sido implantado en el cuerpo. Por lo tanto, el implante se reemplaza con el tiempo por tejido. La ventaja es que el implante no tiene que ser retirado quirúrgicamente, evitando molestias adicionales al paciente que recibió el implante.

Los inventores encontraron que si uno o más compuestos supramoleculares tiene una estructura que comprende o consiste en policaprolactona (PCL) o en una combinación de PCL, caprolactona, poli ácido láctico y/o ácido láctico, se obtienen muy buenos resultados con respecto a las características estructurales del implante y con respecto a la biodegradabilidad.

En una realización de la presente invención, el implante tiene un material de matriz que está compuesto de uno o más compuestos supramoleculares, en el que el uno o más compuestos supramoleculares comprenden además uno o más grupos elegidos de entre Upy (ureido-pirimidinona) y/o bisurea. Un polímero de policaprolactona que contiene grupos UPy se describe, por ejemplo, en el documento de solicitud de patente europea n° EP 1.687.378. Preferiblemente, el compuesto supramolecular es PCL-bisurea (al que se hace referencia también como PCLbu). Los presentes inventores han descubierto que con estos compuestos se pueden obtener buenos resultados con respecto al crecimiento in vivo de tejido en el implante, así como para las características estructurales del implante. Se obtienen buenos resultados con PCL-bisurea.

En una realización, el uno o más compuestos supramoleculares comprenden al menos PCL UPy, preferiblemente el material de matriz está compuesto de PCL UPy. Se obtienen resultados especialmente buenos con PCL-UPy.

Se puede encontrar un método para preparar PCL bis urea, por ejemplo, en “Biomaterials by the supramolecular control of nanofibers” de E. Wisse ISBN: 978-90-386-1094-8, capítulo 2. La fórmula química de PCL-bis urea con un espaciador de butilo se muestra en la Fórmula I a continuación. De forma alternativa, se puede no utilizar ningún espaciador ni otro espaciador de alquilo, por ejemplo, un espaciador de hexilo. La PCL se comporta como un bloque suave, mientras que los grupos de urea forman el bloque duro. El enlace de hidrógeno entre los bloques duros da como resultado enlaces físicos reversibles.

en donde p y n son números enteros y p y n> 1. Los valores de p y n se pueden modificar para dar lugar a diferentes formulaciones de PCL bis urea que pueden dar como resultado propiedades diferentes. El valor p depende del peso molecular inicial del policaprolactonediol, mientras que el valor n se relaciona con el número de extensiones de cadena de la PCL bis urea. Preferiblemente, los valores de n pueden oscilar entre 4 y 40.

Se puede encontrar un método para preparar PCL Upy, por ejemplo, en “Biomaterials by the supramolecular control of nanofibers” de E. Wisse ISBN: 978-90-386-1094-8, capítulo 6. Los polímeros de PCL-UPy se pueden preparar, por ejemplo, comprendiendo el grupo de enlace de hidrógeno de urea (Upy-U 1) o el grupo de enlace de hidrógeno de uretano (Upy-U 2).

En una realización de la presente invención, la red fibrosa comprende nanofibras y/o microfibras, preferiblemente el diámetro de las microfibras oscila entre 3 y 20 micrómetros y preferiblemente entre 5 y 10 micrómetros. La ventaja de este diámetro es la excelente estabilidad mecánica y estructural del implante, a la vez que se proporciona una microestructura que es lo suficientemente porosa como para permitir el crecimiento celular hacia el interior (Balguid, Strategies to optimize engineered tissue towards native human aortic valves, tesis doctoral de la Universidad de Tecnología de Eindhoven, 2008, ISBN 978-90-386-1185-3).

Las nanofibras son fibras que tienen un diámetro de menos de 1 micrómetro. El diámetro de las micro y nano fibras se puede obtener midiendo el diámetro con un microscopio.

El material de matriz comprende unos poros que tienen un diámetro que oscila entre 1 y 300 micrómetros y preferiblemente entre 5 y 100 micrómetros. La ventaja de estos tamaños de poro es que permite el paso de las células que han de ser cultivadas y, de esta forma, una buena infiltración de las células en el interior del grosor completo de la preforma, lo cual es necesario para asegurar la formación de tejido en toda la preforma completa. Los requisitos del tamaño de los poros dependen del tamaño de las células a cultivar y se pueden seleccionar de acuerdo a este tamaño. El tamaño de las células humanas es en general mayor que el tamaño de las células animales, de ahí la diferenciación entre los tamaños de poro más preferidos dependiendo de si se utilizan células animales o humanas.

En una realización preferida de la presente invención, el material de matriz conforma una capa que tiene un grosor de al menos 100 gm, y como máximo de 3000 gm, preferiblemente el grosor está entre 200 y 1000 gm. En caso de que el implante esté compuesto de material de matriz, el implante tiene un grosor de al menos 100 gm y como máximo de 3000 gm, preferiblemente el grosor está entre 200 y 1000 gm. Los inventores han descubierto que con los grosores definidos se obtienen implantes con unas buenas propiedades estructurales, de forma que estos implantes pueden cumplir la función deseada cuando se implantan en un sujeto a la vez que dan lugar a un crecimiento de tejido y a la obtención de tejido de buena calidad.

El implante tiene una rigidez elástica lineal que oscila entre 0,1 - 50 MPa y preferiblemente entre 0,1 - 10 MPa. Los inventores han descubierto que estos intervalos proporcionan la combinación de fuerza y flexibilidad que se requiere para resistir la hemodinámica del sistema cardiovascular humano. Los resultados publicados anteriormente sobre materiales nativos y de ingeniería de tejidos informan también de valores de rigidez en este intervalo (Non-invasive assessment of leaflet deformation and mechanical properties in heart valve tissue engineering, de Kortsmit, ISBN: 978­ 90-386-2002-2 (2009), Stradins et al. (2004), Clark, (1973)).

En una realización de la presente invención, el implante tiene un régimen elástico (lineal) de al menos el 30 %, y preferiblemente de al menos el 45 %, y de forma más preferida de al menos el 60 % (la rigidez elástica lineal se ha medido usando ensayos estándar de tracción uniaxial (para una descripción véase ISO 13934-1:1999 Textiles -Tensile properties of fabrics - Part 1: Determination of maximum force and elongation at maximum force using the strip method)). Esto asegura que un implante según la presente invención no muestre unas deformación plástica o rotura dentro de una zona de tensión fisiológica (tensión ejercida en el cuerpo sobre el implante). Por ejemplo, para las válvulas cardíacas nativas, se han reportado unas tensiones fisiológicas de ~ 60 % (Billiar & Sacks, (2000), Driessen et al., 2005)). Las válvulas bioprotésicas actuales ya no cumplen con estos valores, mostrando unas tensiones máximas durante la presurización diastólica de válvulas porcinas tratadas con gluteraldehído del 2 - 4 % y del 3 - 10 % en dirección circunferencial y radial, respectivamente (Adamczyk & Vesely, 2002), y un valor promedio de deformación del 4 - 10 % en las valvas de las válvulas cardíacas (Sun et al., 2005). Además, se ha descrito que el tejido anisótropo fijado químicamente se vuelve más isótropo (Zioupos et al., 1994) y menos compatible que el tejido fresco (Broom et al., 1982; Schoen et al., 1997; Billiar & Sacks, 2000) debido a reticulación química. Los polímeros disponibles comercialmente que demostraron tener un régimen elástico corto en un ensayo de tracción uniaxial, también mostraron un rendimiento insuficiente en una configuración de prueba de válvula in vitro. Por lo tanto, para que el implante se utilice en el cuerpo y cumpla la función del tejido que se ha de reemplazar o reparar, es importante un régimen elástico extendido.

En una realización de la presente invención del implante, las fibras (del material de matriz) tienen una dirección de orientación preferida. Preferiblemente, las fibras del implante están dispuestas de tal forma que cuando se implanta el implante, las fibras quedan dispuestas substancialmente en dirección perpendicular al torrente sanguíneo.

Preferiblemente, la alineación preferida de las fibras es circunferencial alrededor de un eje imaginario del implante, en el que el eje apunta en la dirección del flujo sanguíneo en el caso de un implante tubular. En el caso de una valva de válvula cardíaca, las fibras se disponen preferiblemente de la misma forma que la ilustrada en la figura 1.

Dicha orientación se puede introducir durante la fabricación del implante (es decir, por medio de electrohilado). Dicha estructura de fibra imita la alineación de fibra natural en tejidos nativos, por ejemplo, la arquitectura de colágeno en forma de hamaca en la válvula cardíaca nativa (tal y como se ilustra en la figura 1, Sauren et al. 1981) y la orientación de la fibra de colágeno helicoidal en las arterias nativas (tal y como se ilustra en la figura 2, de Holzapfel (2000)).

Por medio de la imitación de la matriz extracelular del entorno natural, se puede hacer crecer un tejido que tiene unas buenas propiedades estructurales que eventualmente se desarrollan hacia una arquitectura similar a la nativa.

En una realización de la presente invención, la relación de rigidez elástica lineal entre la rigidez en la dirección de fibra preferida y la rigidez perpendicular a la dirección de fibra preferida es de al menos 2:1, preferiblemente de al menos 4:1, y más preferiblemente de al menos 10:1, e incluso de forma más preferida de al menos 50:1. Los implantes que tienen una relación de este tipo tienen unas buenas propiedades estructurales a la vez que proporcionan un sustrato para que las células crezcan imitando el entorno natural.

En una realización de la presente invención, el implante comprende además compuestos biológicamente activos y/o un agente de contraste. Con el fin de monitorizar la rapidez con que procede la degradación in vivo del implante y al objeto de juzgar el éxito final del procedimiento de ingeniería de tejidos, puede estar presente un agente de contraste en el implante. Dicho agente de contraste puede ser visible en técnicas de formación de imágenes clínicas relevantes, tales como tomografía computarizada (CT, computed tomography, por sus siglas en inglés), formación de imágenes por resonancia magnética (MRI, magnetic resonance imaging, por sus siglas en inglés) y/o ecografía de diagnóstico (o ecosonografía) utilizando ultrasonidos con fines de formación de imágenes, por ejemplo. Un agente de contraste preferido se describe en la solicitud de patente europea que tiene el número de solicitud 10193654, un polímero fluorado que tiene una temperatura de transición vítrea (Tg) por debajo de 40 °C, preferiblemente por debajo de 20 °C, más preferiblemente por debajo de 0 °C, como marcador de formación de imágenes o agente de contraste en la formación de imágenes por resonancia magnética de 19F (MRI). La cantidad de flúor (19F) en el polímero fluorado es preferiblemente de al menos el 5 % en peso, basado en la masa total del polímero. Dicho polímero fluorado comprende al menos un polímero seleccionado de entre el grupo que comprende poliéteres (per)fluorados, poliésteres (per)fluorados, poli(met)acrilatos (per)fluorados y polisiliconas (per)fluoradas, preferiblemente (per)fluoroéteres. Dichos polímeros se pueden incorporar en los polímeros que constituyen la red fibrosa. Alternativamente, los polímeros están presentes por separado en la red fibrosa.

Se pueden añadir compuestos biológicos activos para, por ejemplo, promover la infiltración, retención, diferenciación y proliferación celular, así como la formación y remodelación de tejidos.

La presente invención se refiere además a un método para fabricar un implante, preferiblemente tal y como el que se ha descrito con anterioridad, que tiene un material de matriz que está compuesto por uno o más compuestos supramoleculares, en el que el material de matriz está compuesto por una red fibrosa que consta de fibras electrohiladas, y dicho material de matriz tiene al menos el 60 % de porosidad y preferiblemente entre el 70 y 90 % de porosidad y comprende unos poros que tienen un diámetro que oscila entre 1 - 300 micrómetros y tiene una rigidez elástica lineal que oscila entre 0,1 - 50 MPa, que comprende las etapas de:

- proporcionar un molde;

- aplicar el material de matriz al molde por medio del electrohilado de uno o más compuestos supramoleculares;

y

- separar el material de matriz de dicho molde.

El implante obtenido tiene las mismas ventajas que las descritas con anterioridad. En una realización de la presente invención, el método comprende además la etapa de proporcionar al menos una estructura de soporte al material de implante o matriz.

La invención se refiere además a un implante engastado, preferiblemente el implante según la presente invención tal y como se ha descrito con anterioridad, el cual puede ser engastado hasta un tamaño de diámetro de hasta un 20 % en comparación con el diámetro del implante antes del engastado (sin engastar). Esto hace posible que el implante sea dispuesto con facilidad por medio de una cirugía mínimamente invasiva. Una ventaja adicional es que, dado que el implante se puede engastar hasta el 20 % de su tamaño de diámetro inicial, se puede proporcionar a sujetos que actualmente están excluidos de la recepción de un implante mediante cirugía mínimamente invasiva porque, por ejemplo, sus arterias son demasiado estrechas para que pase a su través un implante engastado de acuerdo a la técnica anterior. Preferiblemente, dicho implante engastado es un implante de válvula cardíaca. El engastado de un implante según la presente invención se consigue por medio de métodos conocidos en la técnica. En los ejemplos se proporciona un ejemplo de engastado.

La presente invención se refiere además a un método para hacer crecer una válvula, que comprende la etapa de proporcionar un implante, preferiblemente un implante según la presente invención, a un sujeto (un paciente). Preferiblemente, dicho implante es un implante según la presente invención. Esta etapa puede ir precedida de la etapa de realizar una incisión en la piel del sujeto.

Después de implantar dicho implante en el paciente (humano o animal), dicho implante es capaz de funcionar (como tejido que ha de crecer) después de la implantación y antes de que se produzca el crecimiento celular, y en el que el crecimiento celular se produce después del implante y dicho material de matriz se degrada con el tiempo.

La invención se ilustrará de forma adicional por medio de los siguientes ejemplos no limitativos.

Ejemplos

Ejemplo 1

Los implantes fueron fabricados de acuerdo al siguiente método. Se disuelve una cantidad requerida de PCL, PCL bisurea o PCL UPy en una mezcla de disolvente / disolvente adecuada y se agita hasta su disolución. La solución resultante se entrega a caudal constante (también son posibles flujos que varíen con el tiempo y darán lugar a andamios con diferentes propiedades) a una boquilla que se puede cargar eléctricamente. Normalmente, esto se hace con una bomba de jeringa. Se aplica una tensión alta a la boquilla. Las diferencias de tensión (combinación de tensiones positivas y negativas) que se utilizan oscilan entre 10 y 20 kV, aunque es posible producir fibras a otras tensiones. Se coloca un colector giratorio, con forma de cilindro en general. El colector está conectado a tierra o a un terminal negativo. La velocidad de giro es típicamente de 100 rpm. Las fibras se depositan en el colector. La longitud y el grosor del implante producido se ven afectados por el flujo, tensión, velocidad de giro del colector, barrido y por la velocidad de la boquilla. Una vez que se ha conseguido el grosor deseado, se detiene el hilado y se retira el colector. El implante del colector se seca al vacío y se templa (~ 37 °C) durante la noche. El implante es extraído del colector sumergiéndolo en agua templada (~ 37 °C), aunque son posibles otros métodos de extracción. En la figura 14 se muestra una imagen SEM de una malla de fibra electrohilada.

Ejemplo 2

Los implantes obtenidos de acuerdo al método del ejemplo 1 se probaron de acuerdo con ISO5840:2005. El rendimiento hemodinámico de un implante valvular se evalúa por medio de la carga con flujo y presiones fisiológicamente relevantes mediante un sistema de bucle simulado. La figura 7 muestra una imagen del bucle simulado utilizado. Las válvulas que se montan en este bucle simulado son sometidas a presiones y flujo pulmonares o a presiones y flujo aórticos. El fluido utilizado en los experimentos es una solución salina fisiológica. En el sistema de bucle simulado mostrado con anterioridad, el fluido de circulación se desplaza por medio de una bomba de pistón (P) controlada por ordenador (PC). El pistón está conectado a un sistema servomotor (SM) que está controlado por una placa de control de movimiento. El pistón llena la cavidad ventricular izquierda (LV; VLV = 1L) desde un tanque a través de una válvula mitral modelo (MV) y posteriormente expulsa el líquido a través de la válvula arterial (AV) hasta un modelo WindKessel (WK) que está compuesto por dos resistencias (R1 y R2) y un tanque de conformidad (C; VC = 2L). Desde el modelo de Windkessel, el líquido fluye de nuevo hacia el depósito a través de una sección de tubo de silicona. El flujo pulsátil a través de la válvula arterial se mide con un medidor de flujo (FM1). Además, el gasto cardíaco medio se registra por medio de un sensor de flujo Clamp-On (FM2) en el tubo de silicona de salida del WindKessel. La presión arterial y ventricular se registra por medio de la utilización de unos transductores de presión (Pv y Pa) que se conectan a un amplificador puente (Picas, Peekel Instruments). Las señales son registradas por medio de una placa de adquisición de datos y se almacenan en un disco duro en un PC. Se introduce un endoscopio en la arteria sistémica a la que se conecta una cámara a color de alta velocidad (M5) para capturar la dinámica de la válvula a lo largo del ciclo cardíaco a una frecuencia de trama de 200 Hz. La presión y los flujos valvulares se controlan a lo largo del tiempo para evaluar la funcionalidad de la válvula.

Las válvulas hechas de PCLbu y PCL fueron sometidas a condiciones sistémicas de 120 / 80 mmHg durante 20 horas. Los resultados obtenidos muestran claramente unos mejores resultados para los implantes de PCLbu (figuras 3 y 4) que para los implantes de PCL (figuras 5 y 6).

Las imágenes de las figuras 4 y 6 muestran una válvula en la configuración abierta (imagen superior izquierda) y cerrada (imagen superior derecha) al comienzo de la prueba y en la configuración abierta (imagen inferior izquierda) y cerrada (imagen inferior derecha) después de 20 horas. Las imágenes de las válvulas probadas muestran claramente que las válvulas de PCL están dañadas, mientras que las válvulas de PCLbu permanecieron prácticamente intactas.

Ejemplo 3. Ensayo de tracción uniaxial

La etapa de tracción Zwick está conectada a un módulo de medición, el cual está conectado a un PC. Después de las preparaciones necesarias, este sistema se puede utilizar para obtener las características de tensión - deformación de tiras de, por ejemplo, tejido biológico. En primer lugar, ambos lados de la muestra se montan en la etapa de tracción utilizando las dos abrazaderas. El software del PC activa la etapa de tracción, haciendo que se elongue por lo tanto la muestra. Durante esta elongación, se registra el desplazamiento, así como la fuerza, y posteriormente se almacenan en un archivo TRA. A partir de este archivo, complementado con las dimensiones de la muestra, se pueden determinar los parámetros mecánicos (módulo de Young, resistencia / deformación a la rotura por tracción) utilizando Matlab. RT (seco), separación de agarre a agarre = 9 mm, tasa de elongación = 9 mm/min, célula de carga de 20 N.

La anchura y el grosor se utilizan para calcular el módulo de Young [Pa], que es una medida de la rigidez de las tiras.

E ⁼ _{( í2- ¿ i )/i0} (Eq. 1

F [N] es la fuerza y I [m] la longitud de la muestra (longitud [mm] * 10-3).

A0 [m2] denota el área de la sección transversal de la muestra antes de la prueba (anchura [mm] * grosor [mm] * 10­ 6).

La figura 8 muestra los resultados del ensayo de tracción uniaxial para los andamios electrohilados de PCL y de PCL-bisurea a lo largo de la dirección de fibra principal (izquierda) y en perpendicular a ella (derecha), mostrando una clara diferencia en el régimen elástico (línea recta) entre los 2 materiales. Para el de PCL, deformación plástica alrededor del 10 % de deformación y rotura observada por debajo del 15 % de deformación (perpendicular). Para el de PCL-bisurea, no se observó deformación plástica ni rotura dentro de la zona de deformación fisiológica (< 60 %) en las mismas condiciones.

Ejemplo 4. Prueba de fatiga

A) Ensayo de fatiga uniaxial

Utilizando una configuración similar a la del ensayo de tracción uniaxial, se llevó a cabo una carga cíclica para evaluar el comportamiento de fatiga en unos ensayos de fatiga uniaxial (10 % de deformación, 2 Hz) en PCL y PCLbisurea. Los resultados confirman los tipos de fallo y la cronología observados en el ensayo de la válvula (ejemplo 2), mostrando fatiga dentro de los 1000 ciclos (< / hora in vivo) para válvulas hechas de PCL, y sin ninguna fatiga para válvulas hechas de PCL-bisurea. Incluso después de 1 millón de ciclos (> 11 días in vivo) no se observó daño por fatiga en las válvulas de PCLbisurea (figura 9 A).

B) Ensayo de fatiga de conductos

Se ensayó la resistencia a la fatiga de los implantes obtenidos según el método del ejemplo 1 por medio de la aplicación de cargas de presión cíclicas a andamios de forma tubular. Esta prueba de laboratorio se utiliza para determinar la durabilidad de un dispositivo vascular sometiéndolo a una carga pulsátil hidrodinámica con un diferencial de presión relevante. Las muestras del dispositivo se sumergen en una cámara ambiental y se someten a fatiga durante 3 millones de ciclos. Las condiciones de la prueba están diseñadas para cumplir con los requisitos de las pruebas de fatiga mecánica in vitro establecidos en ASTM F 2477 - 07 “Standard Test Methods for in vitro Pulsatile Durability Testing of Vascular Devices” y en la FDA Guidance 1545 (2010) “Non-Clinical Engineering Tests and Recommended Labeling for Intravascular Devices and Associated Delivery Systems”. El ensayo se controla y se monitoriza a través del método de control de presión, que dicta que el ensayo controlará el intervalo de presión de ciclo dentro de los intervalos deseados. La frecuencia se fijó en 5 Hz, la temperatura en 37 °C y los intervalos de presión se fijaron en 35/15 mmHg. Como salida, el diámetro exterior del andamio probado se mide como una función de la cantidad de ciclos.

La figura 9B muestra claramente que los materiales basados en PCLbu tienen un incremento mayor en el diámetro exterior como función de la cantidad de ciclos en comparación con los materiales de UPy, lo que indica que los materiales de UPy son aún más resistentes a fallos por fatiga. Al comparar los resultados mostrados en la figura 9A con la figura 9B, es evidente observar que PCL-bisurea resiste la fatiga mejor que los implantes de PCL, y además los implantes de PCL-UPy resisten la fatiga incluso mejor que los implantes de PCL-bisurea.

La figura 15 muestra además los resultados para 2 configuraciones diferentes de PCLbu y para 2 configuraciones diferentes de UPy, lo que demuestra que por medio del ajuste del material de andamio, las propiedades de fatiga se pueden mejorar para los andamios basados en PCLbu, así como para los basados en UPy.

Ejemplo 5

Se obtuvieron los módulos de Young para tiras de PCLbu electrohiladas isótropas y anisótropas, a partir de los cuales se calcularon las relaciones de rigidez. Los resultados se enumeran en la tabla 1.

Tabla 1

La tabla 1 muestra claramente que las tiras de PCLbu hiladas anisótropas presentan un módulo de Young elevado cuando se mide en paralelo a la orientación preferida de las fibras y un módulo de Young bajo cuando se mide en perpendicular a la orientación preferida de las fibras. La tabla 1 muestra que para las tiras de PCLbu hiladas isótropas, el módulo de Young medido en la dirección paralela es comparable al módulo de Young en la dirección perpendicular.

Ejemplo 6. Ensayo de engastado

Los implantes según la presente invención con un diámetro de 28 mm fueron sometidos a un ensayo de engastado. Los implantes se encogieron hasta un cierto diámetro utilizando un dispositivo disponible comercialmente para el engastado de válvulas cardíacas transcatéter. Las diferentes etapas del proceso de engastado se muestran en la figura 11. Después de eso, se les permitió volver a su tamaño normal. Después del desplegado se midieron de nuevo los diámetros. Los resultados se muestran en la figura 10, en la que las barras rayadas representan el diámetro al que se engasta el implante, la barra blanca representa el diámetro del implante una vez que se le ha permitido volver a su tamaño sin engastar y la barra negra representa lo mismo que la barra blanca pero después de sumergir el implante en PBS a 37 °C durante 1 hora.

A partir de los resultados, es claro que incluso después de que el implante haya sido engastado hasta un diámetro de 6 mm, todavía se observa un retorno a su tamaño inicial (diámetro de 29 mm) después de sumergirlo en PBS a 37 °C durante 1 hora. La figura 12 muestra imágenes de las válvulas después de haberles permitido volver a su tamaño sin engastar. Los números situados al lado de la imagen se corresponden con los números de la figura 10.

Ejemplo 7. Prueba in vivo

Se implantó un implante según la presente invención en la posición de la válvula pulmonar en una oveja adulta utilizando una cirugía a corazón abierto. Las células se visualizaron con tinción DAPI y se evaluó la infiltración celular al microscopio. La infiltración celular se evaluó 1 día, 7 días y 8 semanas después de la implantación. Los resultados se ilustran en la figura 13. La imagen superior izquierda muestra la infiltración celular después de 1 día y la imagen superior derecha después de 7 días para el implante de PCLbisurea, y la imagen inferior muestra la infiltración celular en el implante de PCL-Upy después de 8 semanas. Las imágenes muestran claramente que las células in vivo se infiltran en el implante de PCLbisurea y en el implante de PCL-UPy.

Claims (19)

REIVINDICACIONES

1. Un implante cardiovascular para regenerar tejido in vivo que comprende un material de matriz que está compuesto por uno o más compuestos supramoleculares, en el que el material de matriz está compuesto por una red fibrosa que consiste en fibras electrohiladas, y cuyo material de matriz tiene al menos el 60 % de porosidad, preferiblemente una porosidad de entre el 70 % y 90 %, y comprende unos poros que tienen un diámetro que oscila entre 1 - 300 micrómetros y tiene una rigidez elástica lineal que oscila entre 0,1 - 50 MPa.

2. Implante según la reivindicación 1, en el que el implante se elige de entre el grupo que está compuesto por un vaso (sanguíneo), una válvula cardíaca, un parche cardiovascular o un conducto con válvula.

3. Implante según la reivindicación 1 o 2, en el que el implante está libre de células antes de la implantación.

4. Implante según una o más de las reivindicaciones anteriores, en el que el implante está reforzado por al menos una estructura de soporte, preferiblemente la al menos una estructura de soporte se elige de entre el grupo que está compuesto por un anillo de refuerzo, un anillo de sutura o una estructura de endoprótesis, y es preferiblemente biodegradable, preferiblemente el implante está compuesto por el material de matriz reforzado.

5. Implante según una o más de las reivindicaciones anteriores, en el que el material de matriz es biodegradable.

6. Implante según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que el uno o más compuestos supramoleculares tienen una cadena principal que comprende o está compuesta por policaprolactona (PCL) o una combinación de PCL, caprolactona, poli (ácido láctico) y/o ácido láctico.

7. Implante según la reivindicación 6, en el que los compuestos supramoleculares comprenden además uno o más grupos elegidos entre Upy (ureido-pirimidinona) y/o bisurea.

8. Implante según la reivindicación 7, en el que el uno o más compuestos supramoleculares comprenden al menos PCL UPy, preferiblemente el material de matriz está compuesto por PCL UPy.

9. Implante según la reivindicación 6 ó 7, en el que la red fibrosa comprende nano fibras y/o microfibras, preferiblemente el diámetro de las fibras oscila entre 3 y 20 micrómetros, y preferiblemente entre 5 y 10 micrómetros.

10. Implante según una o más de las reivindicaciones anteriores, en el que el material de matriz comprende unos poros que tienen un diámetro que oscila entre 5 - 100 micrómetros.

11. Implante según una o más de las reivindicaciones anteriores, en el que el material de matriz tiene una rigidez elástica lineal que oscila entre 0,1 - 10,0 MPa.

12. Implante según una o más de las reivindicaciones anteriores, que tiene un régimen elástico (lineal) de al menos el 30 %, y preferiblemente de al menos el 45 %, y de forma más preferida de al menos el 60 %.

13. Implante según una o más de las reivindicaciones anteriores, en el que las fibras tienen una dirección de orientación preferida, preferiblemente la alineación preferida de las fibras es circunferencial.

14. Implante según una o más de las reivindicaciones anteriores, en el que la relación de rigidez elástica lineal entre la dirección preferida de la fibra y la perpendicular a la dirección preferida de la fibra es de al menos 2:1, preferiblemente de al menos 4:1, y de forma más preferida de al menos 10:1, y de forma incluso más preferida de al menos 50:1.

15. Implante según una cualquiera o más de las reivindicaciones anteriores, en el que el implante comprende además compuestos biológicamente activos y/o un agente de contraste.

16. Método para fabricar un implante que tiene un material de matriz que está compuesto por uno o más compuestos supramoleculares, en el que el material de matriz está compuesto por una red fibrosa que consiste en fibras electrohiladas, y cuyo material de matriz tiene al menos el 60 % de porosidad, y de forma más preferida del 70 % al 90 % de porosidad, y comprende unos poros que tienen un diámetro que oscila entre 1 - 300 micrómetros y tiene una rigidez elástica lineal que oscila entre 0,1 - 50 MPa, que comprende las etapas de:

- proporcionar un molde;

- aplicar el material de matriz al molde por medio del electrohilado del uno o más compuestos supramoleculares para obtener un implante; y

- separar el implante y el molde.

17. Método según la reivindicación 16, que comprende además la etapa de proporcionar al menos una estructura de soporte al implante.

18. Implante engastado que se puede obtener por medio del engastado de un implante según una cualquiera o más de las reivindicaciones 1 - 15.

19. Implante engastado según la reivindicación 18, en el que el implante engastado tiene un tamaño de diámetro que es del 20 % o menos en comparación con el volumen del implante sin engastar.