FR2960784A1 - Nouveaux substituts vasculaires biodegradables - Google Patents
Nouveaux substituts vasculaires biodegradables Download PDFInfo
- Publication number
- FR2960784A1 FR2960784A1 FR1054404A FR1054404A FR2960784A1 FR 2960784 A1 FR2960784 A1 FR 2960784A1 FR 1054404 A FR1054404 A FR 1054404A FR 1054404 A FR1054404 A FR 1054404A FR 2960784 A1 FR2960784 A1 FR 2960784A1
- Authority
- FR
- France
- Prior art keywords
- chitosan
- tubular structure
- cells
- vascular substitute
- biodegradable vascular
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 230000002792 vascular Effects 0.000 title claims abstract description 69
- 239000000017 hydrogel Substances 0.000 claims abstract description 84
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 claims abstract description 48
- 150000004676 glycans Chemical class 0.000 claims abstract description 43
- 229920001282 polysaccharide Polymers 0.000 claims abstract description 42
- 239000005017 polysaccharide Substances 0.000 claims abstract description 42
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 claims abstract description 39
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 claims abstract description 39
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 claims abstract description 39
- 239000000203 mixture Substances 0.000 claims abstract description 24
- 210000002889 endothelial cell Anatomy 0.000 claims abstract description 21
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims abstract description 19
- 229920001661 Chitosan Polymers 0.000 claims description 89
- 239000012528 membrane Substances 0.000 claims description 42
- 239000000243 solution Substances 0.000 claims description 29
- 230000015271 coagulation Effects 0.000 claims description 27
- 238000005345 coagulation Methods 0.000 claims description 27
- PEDCQBHIVMGVHV-UHFFFAOYSA-N Glycerine Chemical compound OCC(O)CO PEDCQBHIVMGVHV-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 23
- 239000007864 aqueous solution Substances 0.000 claims description 20
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 18
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 claims description 18
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 13
- 210000000329 smooth muscle myocyte Anatomy 0.000 claims description 12
- LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N Ethanol Chemical compound CCO LFQSCWFLJHTTHZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 11
- 230000021736 acetylation Effects 0.000 claims description 11
- 238000006640 acetylation reaction Methods 0.000 claims description 11
- 229920002674 hyaluronan Polymers 0.000 claims description 11
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 11
- KIUKXJAPPMFGSW-DNGZLQJQSA-N (2S,3S,4S,5R,6R)-6-[(2S,3R,4R,5S,6R)-3-Acetamido-2-[(2S,3S,4R,5R,6R)-6-[(2R,3R,4R,5S,6R)-3-acetamido-2,5-dihydroxy-6-(hydroxymethyl)oxan-4-yl]oxy-2-carboxy-4,5-dihydroxyoxan-3-yl]oxy-5-hydroxy-6-(hydroxymethyl)oxan-4-yl]oxy-3,4,5-trihydroxyoxane-2-carboxylic acid Chemical compound CC(=O)N[C@H]1[C@H](O)O[C@H](CO)[C@@H](O)[C@@H]1O[C@H]1[C@H](O)[C@@H](O)[C@H](O[C@H]2[C@@H]([C@@H](O[C@H]3[C@@H]([C@@H](O)[C@H](O)[C@H](O3)C(O)=O)O)[C@H](O)[C@@H](CO)O2)NC(C)=O)[C@@H](C(O)=O)O1 KIUKXJAPPMFGSW-DNGZLQJQSA-N 0.000 claims description 10
- 229960003160 hyaluronic acid Drugs 0.000 claims description 10
- 235000011187 glycerol Nutrition 0.000 claims description 9
- WERYXYBDKMZEQL-UHFFFAOYSA-N butane-1,4-diol Chemical compound OCCCCO WERYXYBDKMZEQL-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 8
- 230000008021 deposition Effects 0.000 claims description 6
- 238000009987 spinning Methods 0.000 claims description 5
- DNIAPMSPPWPWGF-VKHMYHEASA-N (+)-propylene glycol Chemical compound C[C@H](O)CO DNIAPMSPPWPWGF-VKHMYHEASA-N 0.000 claims description 4
- QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-M Acetate Chemical compound CC([O-])=O QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-M 0.000 claims description 4
- YPFDHNVEDLHUCE-UHFFFAOYSA-N 1,3-propanediol Substances OCCCO YPFDHNVEDLHUCE-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 3
- 102100024616 Platelet endothelial cell adhesion molecule Human genes 0.000 claims description 3
- 210000001608 connective tissue cell Anatomy 0.000 claims description 3
- 229920000166 polytrimethylene carbonate Polymers 0.000 claims description 3
- 150000005846 sugar alcohols Polymers 0.000 claims description 3
- 239000005714 Chitosan hydrochloride Substances 0.000 claims description 2
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 claims description 2
- 102000004169 proteins and genes Human genes 0.000 claims description 2
- 108090000623 proteins and genes Proteins 0.000 claims description 2
- 230000003328 fibroblastic effect Effects 0.000 claims 1
- 229920002959 polymer blend Polymers 0.000 claims 1
- 210000002808 connective tissue Anatomy 0.000 abstract description 4
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 22
- HEMHJVSKTPXQMS-UHFFFAOYSA-M Sodium hydroxide Chemical compound [OH-].[Na+] HEMHJVSKTPXQMS-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 15
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 15
- 239000000499 gel Substances 0.000 description 11
- 239000012510 hollow fiber Substances 0.000 description 11
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 8
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 8
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 8
- 239000002609 medium Substances 0.000 description 8
- 230000004044 response Effects 0.000 description 8
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 7
- 238000006386 neutralization reaction Methods 0.000 description 7
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 7
- QGZKDVFQNNGYKY-UHFFFAOYSA-N Ammonia Chemical compound N QGZKDVFQNNGYKY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- KWYUFKZDYYNOTN-UHFFFAOYSA-M Potassium hydroxide Chemical compound [OH-].[K+] KWYUFKZDYYNOTN-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 6
- 235000010443 alginic acid Nutrition 0.000 description 6
- 229920000615 alginic acid Polymers 0.000 description 6
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 6
- 230000003511 endothelial effect Effects 0.000 description 6
- 210000002460 smooth muscle Anatomy 0.000 description 6
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 6
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 4
- 239000012620 biological material Substances 0.000 description 4
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 4
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 4
- 230000036772 blood pressure Effects 0.000 description 4
- 238000004113 cell culture Methods 0.000 description 4
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 4
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 4
- DNIAPMSPPWPWGF-UHFFFAOYSA-N monopropylene glycol Natural products CC(O)CO DNIAPMSPPWPWGF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 230000036961 partial effect Effects 0.000 description 4
- 150000003839 salts Chemical class 0.000 description 4
- DNIAPMSPPWPWGF-GSVOUGTGSA-N (R)-(-)-Propylene glycol Chemical compound C[C@@H](O)CO DNIAPMSPPWPWGF-GSVOUGTGSA-N 0.000 description 3
- FHVDTGUDJYJELY-UHFFFAOYSA-N 6-{[2-carboxy-4,5-dihydroxy-6-(phosphanyloxy)oxan-3-yl]oxy}-4,5-dihydroxy-3-phosphanyloxane-2-carboxylic acid Chemical compound O1C(C(O)=O)C(P)C(O)C(O)C1OC1C(C(O)=O)OC(OP)C(O)C1O FHVDTGUDJYJELY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-N Acetic acid Chemical compound CC(O)=O QTBSBXVTEAMEQO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 230000001476 alcoholic effect Effects 0.000 description 3
- 229940072056 alginate Drugs 0.000 description 3
- 239000012670 alkaline solution Substances 0.000 description 3
- 229910021529 ammonia Inorganic materials 0.000 description 3
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 3
- 239000008367 deionised water Substances 0.000 description 3
- 229910021641 deionized water Inorganic materials 0.000 description 3
- 238000011161 development Methods 0.000 description 3
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 3
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 description 3
- 229960004063 propylene glycol Drugs 0.000 description 3
- 235000013772 propylene glycol Nutrition 0.000 description 3
- 239000002356 single layer Substances 0.000 description 3
- 230000001954 sterilising effect Effects 0.000 description 3
- 238000004659 sterilization and disinfection Methods 0.000 description 3
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 3
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 3
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 3
- 229920002101 Chitin Polymers 0.000 description 2
- 229920000045 Dermatan sulfate Polymers 0.000 description 2
- HTTJABKRGRZYRN-UHFFFAOYSA-N Heparin Chemical compound OC1C(NC(=O)C)C(O)OC(COS(O)(=O)=O)C1OC1C(OS(O)(=O)=O)C(O)C(OC2C(C(OS(O)(=O)=O)C(OC3C(C(O)C(O)C(O3)C(O)=O)OS(O)(=O)=O)C(CO)O2)NS(O)(=O)=O)C(C(O)=O)O1 HTTJABKRGRZYRN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229920000288 Keratan sulfate Polymers 0.000 description 2
- MWUXSHHQAYIFBG-UHFFFAOYSA-N Nitric oxide Chemical compound O=[N] MWUXSHHQAYIFBG-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- CDBYLPFSWZWCQE-UHFFFAOYSA-L Sodium Carbonate Chemical compound [Na+].[Na+].[O-]C([O-])=O CDBYLPFSWZWCQE-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 2
- FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M Sodium chloride Chemical compound [Na+].[Cl-] FAPWRFPIFSIZLT-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 2
- 239000002253 acid Substances 0.000 description 2
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 2
- 239000013553 cell monolayer Substances 0.000 description 2
- 239000000701 coagulant Substances 0.000 description 2
- AVJBPWGFOQAPRH-FWMKGIEWSA-L dermatan sulfate Chemical compound CC(=O)N[C@H]1[C@H](O)O[C@H](CO)[C@H](OS([O-])(=O)=O)[C@@H]1O[C@H]1[C@H](O)[C@@H](O)[C@H](O)[C@H](C([O-])=O)O1 AVJBPWGFOQAPRH-FWMKGIEWSA-L 0.000 description 2
- 229940051593 dermatan sulfate Drugs 0.000 description 2
- 238000007598 dipping method Methods 0.000 description 2
- 210000003038 endothelium Anatomy 0.000 description 2
- 230000002255 enzymatic effect Effects 0.000 description 2
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 2
- 210000002950 fibroblast Anatomy 0.000 description 2
- 239000007789 gas Substances 0.000 description 2
- 229920000669 heparin Polymers 0.000 description 2
- 229960002897 heparin Drugs 0.000 description 2
- 239000001257 hydrogen Substances 0.000 description 2
- 229910052739 hydrogen Inorganic materials 0.000 description 2
- 230000002209 hydrophobic effect Effects 0.000 description 2
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 description 2
- KXCLCNHUUKTANI-RBIYJLQWSA-N keratan Chemical compound CC(=O)N[C@@H]1[C@@H](O)C[C@@H](COS(O)(=O)=O)O[C@H]1O[C@@H]1[C@@H](O)[C@H](O[C@@H]2[C@H](O[C@@H](O[C@H]3[C@H]([C@@H](COS(O)(=O)=O)O[C@@H](O)[C@@H]3O)O)[C@H](NC(C)=O)[C@H]2O)COS(O)(=O)=O)O[C@H](COS(O)(=O)=O)[C@@H]1O KXCLCNHUUKTANI-RBIYJLQWSA-N 0.000 description 2
- 238000002372 labelling Methods 0.000 description 2
- 238000012417 linear regression Methods 0.000 description 2
- 238000011068 loading method Methods 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 230000003472 neutralizing effect Effects 0.000 description 2
- 238000000399 optical microscopy Methods 0.000 description 2
- 229920000867 polyelectrolyte Polymers 0.000 description 2
- 239000005020 polyethylene terephthalate Substances 0.000 description 2
- ULWHHBHJGPPBCO-UHFFFAOYSA-N propane-1,1-diol Chemical compound CCC(O)O ULWHHBHJGPPBCO-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000008439 repair process Effects 0.000 description 2
- 210000003752 saphenous vein Anatomy 0.000 description 2
- 238000002791 soaking Methods 0.000 description 2
- 239000002904 solvent Substances 0.000 description 2
- 238000010186 staining Methods 0.000 description 2
- 238000009864 tensile test Methods 0.000 description 2
- 210000003954 umbilical cord Anatomy 0.000 description 2
- 229940035437 1,3-propanediol Drugs 0.000 description 1
- 102000007469 Actins Human genes 0.000 description 1
- 108010085238 Actins Proteins 0.000 description 1
- 206010002329 Aneurysm Diseases 0.000 description 1
- 206010003226 Arteriovenous fistula Diseases 0.000 description 1
- 102000000905 Cadherin Human genes 0.000 description 1
- 108050007957 Cadherin Proteins 0.000 description 1
- 229920002134 Carboxymethyl cellulose Polymers 0.000 description 1
- 102000012422 Collagen Type I Human genes 0.000 description 1
- 108010022452 Collagen Type I Proteins 0.000 description 1
- 102000029816 Collagenase Human genes 0.000 description 1
- 108060005980 Collagenase Proteins 0.000 description 1
- 229920004934 Dacron® Polymers 0.000 description 1
- 229920002307 Dextran Polymers 0.000 description 1
- 210000001956 EPC Anatomy 0.000 description 1
- 102000004190 Enzymes Human genes 0.000 description 1
- 108090000790 Enzymes Proteins 0.000 description 1
- 229920002449 FKM Polymers 0.000 description 1
- 229920002683 Glycosaminoglycan Polymers 0.000 description 1
- 241000282412 Homo Species 0.000 description 1
- 101000817629 Homo sapiens Dymeclin Proteins 0.000 description 1
- UFHFLCQGNIYNRP-UHFFFAOYSA-N Hydrogen Chemical compound [H][H] UFHFLCQGNIYNRP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 206010061218 Inflammation Diseases 0.000 description 1
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 1
- QAOWNCQODCNURD-UHFFFAOYSA-L Sulfate Chemical compound [O-]S([O-])(=O)=O QAOWNCQODCNURD-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 1
- 208000007536 Thrombosis Diseases 0.000 description 1
- 102000008790 VE-cadherin Human genes 0.000 description 1
- 239000000061 acid fraction Substances 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000000735 allogeneic effect Effects 0.000 description 1
- 239000012080 ambient air Substances 0.000 description 1
- 238000002399 angioplasty Methods 0.000 description 1
- 230000002965 anti-thrombogenic effect Effects 0.000 description 1
- 238000000429 assembly Methods 0.000 description 1
- 230000000712 assembly Effects 0.000 description 1
- 108010045569 atelocollagen Proteins 0.000 description 1
- 239000002585 base Substances 0.000 description 1
- 239000003637 basic solution Substances 0.000 description 1
- 239000004621 biodegradable polymer Substances 0.000 description 1
- 229920002988 biodegradable polymer Polymers 0.000 description 1
- 239000006177 biological buffer Substances 0.000 description 1
- 230000004071 biological effect Effects 0.000 description 1
- 108010018828 cadherin 5 Proteins 0.000 description 1
- 235000010410 calcium alginate Nutrition 0.000 description 1
- 239000002775 capsule Substances 0.000 description 1
- 150000001720 carbohydrates Chemical class 0.000 description 1
- 235000014633 carbohydrates Nutrition 0.000 description 1
- 239000001768 carboxy methyl cellulose Substances 0.000 description 1
- 235000010948 carboxy methyl cellulose Nutrition 0.000 description 1
- 239000008112 carboxymethyl-cellulose Substances 0.000 description 1
- 230000030833 cell death Effects 0.000 description 1
- 210000003855 cell nucleus Anatomy 0.000 description 1
- 239000006285 cell suspension Substances 0.000 description 1
- 239000001913 cellulose Substances 0.000 description 1
- 229920002678 cellulose Polymers 0.000 description 1
- 238000012512 characterization method Methods 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 239000003153 chemical reaction reagent Substances 0.000 description 1
- 230000001112 coagulating effect Effects 0.000 description 1
- 229960002424 collagenase Drugs 0.000 description 1
- 230000000052 comparative effect Effects 0.000 description 1
- 230000000295 complement effect Effects 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 238000004132 cross linking Methods 0.000 description 1
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 1
- 238000000354 decomposition reaction Methods 0.000 description 1
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 1
- 239000007857 degradation product Substances 0.000 description 1
- 230000018044 dehydration Effects 0.000 description 1
- 238000006297 dehydration reaction Methods 0.000 description 1
- 229960002086 dextran Drugs 0.000 description 1
- 229960000633 dextran sulfate Drugs 0.000 description 1
- 238000000502 dialysis Methods 0.000 description 1
- YMWUJEATGCHHMB-UHFFFAOYSA-N dichloromethane Substances ClCCl YMWUJEATGCHHMB-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 1
- 230000008034 disappearance Effects 0.000 description 1
- 230000005489 elastic deformation Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 229940088598 enzyme Drugs 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 230000001747 exhibiting effect Effects 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 238000001125 extrusion Methods 0.000 description 1
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 1
- 238000007306 functionalization reaction Methods 0.000 description 1
- 238000001879 gelation Methods 0.000 description 1
- 239000001963 growth medium Substances 0.000 description 1
- KIUKXJAPPMFGSW-MNSSHETKSA-N hyaluronan Chemical compound CC(=O)N[C@H]1[C@H](O)O[C@H](CO)[C@@H](O)C1O[C@H]1[C@H](O)[C@@H](O)[C@H](O[C@H]2[C@@H](C(O[C@H]3[C@@H]([C@@H](O)[C@H](O)[C@H](O3)C(O)=O)O)[C@H](O)[C@@H](CO)O2)NC(C)=O)[C@@H](C(O)=O)O1 KIUKXJAPPMFGSW-MNSSHETKSA-N 0.000 description 1
- 229940099552 hyaluronan Drugs 0.000 description 1
- 238000007654 immersion Methods 0.000 description 1
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 1
- 238000001727 in vivo Methods 0.000 description 1
- 230000004054 inflammatory process Effects 0.000 description 1
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 1
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 1
- 238000011081 inoculation Methods 0.000 description 1
- 230000001788 irregular Effects 0.000 description 1
- FZWBNHMXJMCXLU-BLAUPYHCSA-N isomaltotriose Chemical compound O[C@@H]1[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](CO)O[C@@H]1OC[C@@H]1[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](O)[C@@H](OC[C@@H](O)[C@@H](O)[C@H](O)[C@@H](O)C=O)O1 FZWBNHMXJMCXLU-BLAUPYHCSA-N 0.000 description 1
- 230000003902 lesion Effects 0.000 description 1
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 1
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 1
- 239000012263 liquid product Substances 0.000 description 1
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 1
- 238000012423 maintenance Methods 0.000 description 1
- 239000003550 marker Substances 0.000 description 1
- 238000000691 measurement method Methods 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- QSHDDOUJBYECFT-UHFFFAOYSA-N mercury Chemical compound [Hg] QSHDDOUJBYECFT-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052753 mercury Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000000386 microscopy Methods 0.000 description 1
- 210000005087 mononuclear cell Anatomy 0.000 description 1
- 229920005615 natural polymer Polymers 0.000 description 1
- 230000007935 neutral effect Effects 0.000 description 1
- 238000010899 nucleation Methods 0.000 description 1
- 238000000879 optical micrograph Methods 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 238000010827 pathological analysis Methods 0.000 description 1
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 1
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 1
- 229920000139 polyethylene terephthalate Polymers 0.000 description 1
- 150000004804 polysaccharides Polymers 0.000 description 1
- 239000004810 polytetrafluoroethylene Substances 0.000 description 1
- 229920001343 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 description 1
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000008929 regeneration Effects 0.000 description 1
- 238000011069 regeneration method Methods 0.000 description 1
- 230000003014 reinforcing effect Effects 0.000 description 1
- 238000002271 resection Methods 0.000 description 1
- 208000037803 restenosis Diseases 0.000 description 1
- 230000000717 retained effect Effects 0.000 description 1
- 238000007789 sealing Methods 0.000 description 1
- -1 sodium chloride Chemical class 0.000 description 1
- 239000011780 sodium chloride Substances 0.000 description 1
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 1
- 239000012265 solid product Substances 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
- 210000000130 stem cell Anatomy 0.000 description 1
- 229910021653 sulphate ion Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000000725 suspension Substances 0.000 description 1
- 230000002194 synthesizing effect Effects 0.000 description 1
- 210000002435 tendon Anatomy 0.000 description 1
- 230000017423 tissue regeneration Effects 0.000 description 1
- 239000003190 viscoelastic substance Substances 0.000 description 1
- 102100036537 von Willebrand factor Human genes 0.000 description 1
- 238000005406 washing Methods 0.000 description 1
- 230000003313 weakening effect Effects 0.000 description 1
- 238000002166 wet spinning Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/22—Polypeptides or derivatives thereof, e.g. degradation products
- A61L27/24—Collagen
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/20—Polysaccharides
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/507—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials for artificial blood vessels
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/58—Materials at least partially resorbable by the body
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Dermatology (AREA)
- Medicinal Chemistry (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
Abstract
La présente invention concerne un substitut vasculaire biodégradable comportant une structure tubulaire interne et une enveloppe externe, chacune constituée d'un hydrogel de polysaccharide, de collagène, éventuellement sous la forme d'un mélange de ces polymères, caractérisé en ce que la structure tubulaire interne présente des propriétés mécaniques supérieures à celles de l'enveloppe externe et en ce que l'enveloppe externe présente une vitesse de colonisation par des cellules, en particulier les cellules du tissu conjonctif, supérieure à celle de la structure tubulaire interne. La structure tubulaire interne peut être tapissée par une couche de cellules endothéliales et peut également être compartimentée.
Description
La présente invention concerne le domaine général des substituts biodégradables, voire bioassimilables, et cellularisables pour application biomédicale. En particulier, l'invention concerne de nouveaux substituts vasculaires à base de polymères biodégradables que sont les polysaccharides et le collagène. Il existe actuellement plusieurs types de substituts vasculaires utilisables en conditions cliniques qui s'appuient sur deux technologies différentes : - les substituts artificiels (à base de PTFE expensé ou PET Dacron). - les greffons de veines ou d'artères humaines d'origine autologue ou allogène, Au delà des applications cliniques, il existe les substituts artificiels à l'étude, certains sont non biodégradables, d'autres sont biodégradables, comme par exemple ceux décrits dans le brevet EP 0850073, notamment à base de polymères naturels comme le collagène, carbohydrates de la famille des polysaccharides tels que le chitosane, la cellulose, les alginates ... Des travaux antérieurs de certains inventeurs de la présente demande de brevet ont porté sur l'élaboration de fibres creuses de polysaccharides et notamment de chitosane, travaux ayant fait l'objet de la demande de brevet WO 2009/044053. Les fibres creuses multi-membranaires, en particulier celles à base de chitosane, apparaissent d'excellents candidats pour l'élaboration de biomatériaux grâce à leur biocompatibilité, biodégradabilité, bioactivité et le coût modéré du chitosane. La demande de brevet WO 2009/04405 indique que les fibres creuses, en particulier les fibres creuses de chitosane peuvent servir de bioréacteurs pour l'ingénierie tissulaire puisque le système multi-membranaire est très bien adapté à la régénération de tissus multicouches à géométrie cylindrique comme les vaisseaux sanguins. Néanmoins, les inventeurs ont pu constater que les fibres creuses obtenues selon le procédé décrit dans la demande de brevet WO 2009/044053 ne présentaient pas des propriétés mécaniques suffisantes pour résister à la pression sanguine et pour être compatibles avec des opérations de suture sur les vaisseaux sanguins, opération requise pour l'implantation. Dans ce contexte, les inventeurs proposent, selon l'invention, de nouveaux substituts vasculaires biodégradables dont les propriétés mécaniques sont compatibles avec leur application, mais également dont le comportement vis-à-vis des cellules permet de régénérer un assemblage tissulaire tubulaire, et même selon certaines variantes de réalisation, un assemblage tissulaire tubulaire multicouche complexe. Aussi, la présente invention concerne un substitut vasculaire biodégradable comportant une structure tubulaire interne et une enveloppe externe, chacune constituée d'un hydrogel d'un polysaccharide, de collagène ou d'un mélange de tels polymères, caractérisé en ce que les deux hydrogels formant la structure tubulaire interne et l'enveloppe externe sont différents et présentent, notamment, des propriétés mécaniques et une vitesse de colonisation par des cellules, différentes. En particulier, un des hydrogels présente des propriétés de résistance mécanique supérieures à celles de l'autre hydrogel, mais l'autre hydrogel présente une vitesse de colonisation supérieure. Selon un mode de réalisation préféré, la structure tubulaire interne présente des propriétés de résistance mécaniques supérieures à celles de l'enveloppe externe. Selon un autre mode de réalisation préféré pouvant être combiné au précédent, l'hydrogel formant l'enveloppe externe présente une vitesse de colonisation par des cellules supérieure à celle de la structure tubulaire interne.
La présente invention a également pour objet un procédé de préparation d'un tel substitut vasculaire comprenant les étapes suivantes : a) formation d'un tube, éventuellement multi-membranaire, constitué d'un hydrogel de polysaccharide, de collagène ou d'un mélange de ces polymères, par filage puis coagulation interrompue d'une solution hydro-alcoolique coagulable du polymère ou mélange de polymères sélectionné pour former le tube, Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 20'20360784 3 b) formation sur la paroi interne ou externe du tube obtenu à l'étape a) d'une couche d'hydrogel d'un polysaccharide, de collagène ou d'un mélange de ces polymères à partir d'une solution aqueuse exempte d'alcool du polymère ou mélange de polymères sélectionné pour 5 former la couche. Selon un mode de mise en oeuvre du procédé selon l'invention, la couche est déposée sur la paroi externe du tube obtenu à l'étape a). Selon une autre mode de mise en oeuvre du procédé selon l'invention, pouvant être combiné au précédent, l'étape a) est réalisée à partir d'une 10 solution hydro-alcoolique de chitosane, la coagulation étant réalisée en milieu alcalin. Selon une autre mode de mise en oeuvre du procédé selon l'invention, pouvant être combiné aux précédents, l'étape b) est réalisé à partir d'une solution aqueuse de chitosane exempte d'alcool, qui après dépôt sur les 15 parois externes de la structure tubulaire interne est neutralisée. La description ci-après, en référence aux Figures annexées permet de mieux comprendre l invention. La Figure 1 est une vue schématique en perspective d'un exemple de substitut vasculaire conforme à l'invention. 20 Les Figures 2A et 2B respectivement sont des vues schématiques en perspective et en coupe selon B-B d'un autre exemple de substitut vasculaire conforme à l'invention. Les Figures 3A et 3B respectivement sont des vues schématiques en perspective et en coupe selon B-B d'un autre exemple de substitut vasculaire 25 conforme à l'invention. Les Figures 4A et 4B comparent les propriétés mécaniques de différents hydrogels de chitosane obtenus par voie aqueuse ou voie hydroalcoolique. Les Figures 5 et 6 sont des photographies partielles en microscopie 30 optique d'un exemple de substitut vasculaire selon l'invention recouvert dans la lumière interne par des cellules vivantes. Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2012960784 4 La Figure 7 est une photographie partielle en microscopie optique d'un exemple de substitut vasculaire selon l'invention habité dans un espace intermembranaire par des cellules vivantes. Par hydrogel, on entend un matériau visco-élastique comportant au 5 moins 80%, et de préférence, au moins 90% en masse d'eau. Dans le cadre de l'invention, la structure interne et l'enveloppe externe peuvent être constituées d'un hydrogel physique, ou d'un hydrogel chimique encore nommé hydrogel réticulé. Un hydrogel est dit physique, lorsque les interactions responsables de la réticulation inter-chaînes sont de type 10 physique, et sont notamment des liaisons hydrogène et/ou des interactions hydrophobes par opposition à un hydrogel dit chimique dans lequel les interactions inter-chaines sont de type liaison covalente. L'hydrogel constitutif de la structure interne, ainsi que l'hydrogel constitutif de l'enveloppe peuvent être à base d'un ou plusieurs 15 polysaccharides ou bien de collagène ou d'un mélange polysaccharide/collagène. Les polymères sélectionnés sont biodégradables, c'est-à-dire qu'ils sont aptes à subir, sous l'action d'un milieu vivant contenant divers réactifs comme l'eau, le monoxyde d'azote, et des enzymes, un processus de décomposition pour conduire à des composés de plus faible 20 masse qui sont excrétés ou métabolisés par l'organisme. A titre d'exemple de polysaccharides, on peut citer les glycosaminoglycanes, tels que la chitine, le chitosane, l'acide hyaluronique, les alginates et notamment les alginates de calcium, et la carboxyméthyl cellulose, ainsi que les polysaccharides polyanioniques tels que le sulfate de dextrane, le dermatane sulfate, le 25 kératane sulfate et l'héparine. Il existe également différentes formes de collagène, on peut notamment citer l'atélocollagène extrait par voie enzymatique, le collagène fibreux issu du tendon ou de peau. On distingue également de nombreux types de collagène qui ont une structure propre et que l'on retrouve dans des organes particuliers. Par exemple, les collagènes 30 de type 1, III et IV sont présents dans la paroi des vaisseaux sanguins, le collagène de type I est le plus fréquent et il est présent dans de nombreux tissus conjonctifs. La structure tubulaire interne sera, de préférence, en un Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 20960784 5 hydrogel de chitosane, et notamment en un hydrogel physique. L'enveloppe externe pourra également être constituée d'un hydrogel de chitosane, et notamment d'un hydrogel physique. Le chitosane, est un dérivé partiellement voire totalement désacétylé de la chitine. Ses différentes formes sont 5 notamment caractérisées par leur degré d'acétylation (DA) et par leur masse molaire. Les propriétés mécaniques du substitut vasculaire selon l'invention sont importantes, car le substitut vasculaire doit d'une part résister à la pression sanguine physiologique (« burst pressure ») et d'autre part être suturable. 10 Conformément à L'Heureux N., et al., Nature 2007, Vol 4. n°7, 389-395 et Konig, G., et al, Biomaterials 2009, 30, 1542-1550, un substitut vasculaire doit, de préférence, résister à la pression sanguine physiologique avec un coefficient de sécurité au moins de l'ordre de 8, c'est-à-dire que le substitut vasculaire doit résister à une pression correspondant à au moins 8 fois la 15 pression physiologique maximale de l'ordre de 220 mm de mercure. Dans le cadre de l'invention, les inventeurs ont identifié qu'il est difficile de trouver un même hydrogel biodégradable, qui présente de telles propriétés mécaniques, mais également qui puisse être facilement colonisé de telle sorte que, lorsque le substitut vasculaire est implanté, il y ait reconstitution 20 d'un tissu de soutien avant dégradation du substitut et affaiblissement subséquent de ses propriétés mécaniques. C'est pourquoi, dans le cadre de l'invention, il est prévu d'utiliser un assemblage constitué d'au moins deux couches différentes d'hydrogels, en particulier des hydrogels physiques de chitosane (que l'on nomme dans la 25 suite de la description: structure tubulaire interne et enveloppe externe), chacune de ces couches présentant des propriétés différentes et complémentaires. La Figure 1 représente une telle structure I avec une structure tubulaire interne 1 et une enveloppe externe 2. Dans le cadre de l'invention, il est donc prévu d'associer deux tubes coaxiaux, chacun des 30 tubes étant formé d'un hydrogel différent d'un ou plusieurs polysaccharides ou bien d'un ou plusieurs collagènes ou d'un mélange polysaccharide/collagène. Chacun des deux tubes pourra présenter une Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2012960784 6 structure multi-membranaire. L'hydrogel constitutif de la structure tubulaire interne et l'hydrogel constitutif de l'enveloppe externe peuvent être de nature chimique différente, par exemple l'un constitué de collagène et l'autre de chitosane, ou bien de même nature chimique, par exemple, tous deux 5 constitués de chitosane, mais d'un chitosane différent en terme de degré d'acétylation (DA), masse molaire moyenne en masse Mw, et/ou porosité, de manière à posséder des propriétés de résistance mécanique et de vitesse de colonisation par des cellules différentes. Dans le cadre de l'invention, il est prévu d'utiliser deux hydrogels coaxiaux, l'un de résistance mécanique plus 10 élevé et l'autre de résistance mécanique plus faible mais de vitesse de colonisation par des cellules plus rapide. Selon un mode de réalisation préféré, c'est la structure tubulaire interne qui donne sa structure et ses propriétés de résistance mécanique au substitut selon l'invention et lui permet notamment d'être suturable et de ne 15 pas éclater sous la pression sanguine. En particulier, la structure tubulaire interne présente une contrainte à la rupture ar supérieure à 0,05 MPa, de préférence supérieure à 0,2 MPa. De préférence, la structure tubulaire interne présente également un module d'élasticité en traction E (module de Young) supérieur à 0,01 MPa, de préférence supérieur à 0,05 MPa et, par 20 exemple, de l'ordre de 0,1 MPa. L'évaluation des paramètres mécaniques est réalisée comme décrit dans les exemples ci-après. La contrainte à la rupture peut être comparée à la pression interne équivalente P= ar *(R1-R2)/R2 où R1 est le rayon externe et R2 est le rayon interne du tube. Pour une contrainte à rupture supérieure à 0,2 MPa, la pression interne dans un tube 25 de 10mm de diamètre externe et 5mm de diamètre interne est proche de 1500 mmHg, ce qui gst bien supérieur à la gamme de pressions physiologiques (<240mmHg). Les inventeurs ont constaté que les hydrogels de chitosane formés selon le procédé décrit dans la demande de brevet WO 2009/044053 ne possédaient pas de telles propriétés. La demande de brevet 30 WO 2009/044053 décrit un procédé de préparation de fibres creuses par filage voie humide sous coagulation comprenant une étape de filage au travers d'une filière normale, par exemple tubulaire, d'une solution de Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2012960 784 7 polysaccharide (notamment de chitosane) ou de collagène coagulable dans un bain coagulant, qui sera, notamment dans le cas du chitosane, une solution alcaline, suivie d'au moins un cycle de coagulation partielle lors de laquelle la coagulation est interrompue. Dans la demande de brevet WO 5 2009/044053, la solution coagulable, nommée collodion, est une solution aqueuse contenant de l'eau mais pas d'alcool. Le cycle de coagulation interrompue est réalisé en introduisant la solution aqueuse de chitosane coagulable extrudée dans un bain ou une chambre de coagulation, dans des conditions permettant d'obtenir une fibre qui, en section transversale, 10 présente une section partiellement coagulée, puis en interrompant la coagulation. Le bain ou la chambre de coagulation contient un agent coagulant tel qu'un gaz alcalin comme l'ammoniac ou une solution alcaline de soude, potasse (par exemple à une concentration de lmol/L) ou d'ammoniaque dont la diffusion dans le collodion permet de le faire passer 15 localement à l'état gel ou coagulé. L'arrêt de la coagulation, se fait notamment en sortant la fibre formée du bain de coagulation et en effectuant un rinçage, notamment à l'eau. Le fait d'arrêter la coagulation de la fibre de polysaccharide ou de collagène permet, notamment, de former le canal central de la fibre creuse en arrêtant la coagulation avant la prise en 20 hydrogel du coeur de la fibre, sans avoir besoin de préformer la cavité à l'aide d'un élément central à diamètre fixe comme dans une filière annulaire. Cette coagulation séquencée permet également de contrôler l'épaisseur du tube formé, ou de l'épaisseur de chaque membrane dans le cas d'une structure multi-membranaire lorsque plusieurs coagulations interrompues 25 successives sont réalisées. Les inventeurs ont mis en évidence que lorsque ce procédé était mis en oeuvre, non pas avec une solution aqueuse de polysaccharide (et par exemple de chitosane), mais avec une solution hydro- alcoolique, la fibre creuse d'hydrogel physique de polysaccharide (et par exemple de chitosane) obtenue, qui peut être multi-membranaire présentait 30 les propriétés mécaniques requises pour l'application en tant que substitut vasculaire. En particulier, il est possible d'utiliser une solution hydro- alcoolique du type mélange eau/alcool dans laquelle l'alcool est de Réponse notification dirrégularités du 7 Juillet 2060784 8 préférence un poly-alcool, par exemple choisi parmi les 1,2- et 1,3-propanediol, les 1,2-, 1,3- et 1,4-butanediol et le 1,2,3-propanetriol (glycérol), avec une proportion eau/alcool (v/v), par exemple de (20/80) à (95/5), et de préférence de 40/60 à 90/10(v/v). La mise en oeuvre d'un tel 5 collodion hydro-alcoolique permet la formation d'une fraction significative d'un allomorphe ou d'une forme cristalline anhydre du polysaccharide ce qui n'est pas le cas avec un collodion aqueux qui conduit à l'allomorphe hydraté seul. La concentration en polysaccharide, et notamment en chitosane, ou en collagène au sein de cette solution est, par exemple, de 0,5 à 6% (g/g), de 10 préférence de 1,5 à 4%. La masse molaire moyenne en masse du polysaccharide ou du collagène du tube obtenu est sensiblement identique à sa valeur initiale dans le polysaccharide ayant servi à la préparation de la solution extrudable. Il en va de même du degré d'acétylation dans le cas d'un chitosane. 15 S'agissant plus particulièrement du chitosane ou du collagène, de préférence la solution hydroalcoolique extrudable est obtenue en partant de chitosane en solution aqueuse d'acide, notamment en milieu acide acétique, et en ajoutant le polyalcool retenu. Pour l'obtention d'un tube d'acide hyaluronique ou d'alginate, la solution extrudable est obtenue en partant du 20 hyaluronane ou de l'alginate en solution aqueuse à pH neutre et l'opération de coagulation se fait dans un bain neutralisant acide. Sinon, le procédé de préparation de la structure tubulaire interne, éventuellement multi-membranaire est conforme au procédé décrit dans la demande de brevet WO 2009/044053 à laquelle on pourra se référer pour 25 plus de détails. L'opération de coagulation par neutralisation est suivie d'une opération de lavage, de manière à éliminer les sels formés et éventuellement l'alcool résiduel. Selon un mode de réalisation particulier, la structure tubulaire interne des substituts vasculaires selon l'invention est constituée d'un hydrogel 30 physique de chitosane présentant une fraction significative de l'allomorphe cristallin anhydre, éventuellement en mélange avec une forme cristalline hydratée. La forme cristalline anhydre représente au moins 5%, de Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2060784 9 préférence au moins 10% en masse du chitosane cristallin présent. Une fibre creuse formée d'un tel hydrogel, bien que satisfaisante au regard de ses propriétés mécaniques, n'est pas envahie rapidement par les cellules (dans la structure du matériau) une fois implantée en tant que substitut vasculaire, 5 même si une telle fibre creuse peut être habitée (dans les espaces intermembranaires) et/ou recouverte par des cellules, en particulier dans la lumière interne. Si une telle fibre creuse était utilisée seule, il y aurait dégradation du substitut avant reconstruction du canal vasculaire souhaité. C'est pourquoi, il est prévu dans le cadre de l'invention de mettre en 10 oeuvre un tube formé d'au moins deux couches d'hydrogel différent. Selon un mode de réalisation préféré, la présence d'une enveloppe externe, autour d'une structure tubulaire interne telle que ci-dessus définie va alors permettre d'assurer la reconstruction d'un canal conjonctif externe de soutien avant complète dégradation du substitut. Cette enveloppe externe quant à 15 elle, est constituée d'un hydrogel, et en particulier d'un hydrogel physique, par exemple, de chitosane, de collagène, d'un mélange chitosane/collagène, d'un mélange chitosane/acide hyaluronique, ou d'un alginate. L'enveloppe externe ne présente pas d'aussi bonnes propriétés mécaniques que la structure tubulaire interne, et va plus rapidement se dégrader et être 20 colonisée par les cellules du tissu conjonctif au contact desquelles le substitut vasculaire est implanté. En particulier, l'enveloppe externe présente, de préférence, une colonisation cellulaire rapide, c'est-à-dire qu'une fois que l'enveloppe externe est en contact avec un tissu conjonctif environnant in vivo, en quelques jours, notamment en moins de 10 jours, l'hydrogel qui la 25 constitue va être envahi dans son volume par des cellules, notamment des cellules recrutées lors de la réaction inflammatoire et/ou des cellules du tissu conjonctif, et notamment des fibroblastes, observables par analyse anatomopathologique (coupes histologiques, colorations spécifiques immunohistologiques). De préférence, cette vitesse de colonisation rapide doit être 30 observée avec des cellules du tissu conjonctif dont la régénération tissulaire est souhaitée après implantation du substitut vasculaire dans l'organisme. La vitesse de colonisation des hydrogels constituant un substitut vasculaire Réponse notification d'Irrégularités du 7 Juillet 201960784 10 selon l'invention pourra être appréciée après implantation sur un animal, sacrifice de ce dernier et observation par analyse anatomo-pathologique. Un hydrogel sera considéré comme colonisé, lorsque des cellules seront visibles à l'intérieur de ce dernier et pas uniquement en surface. A titre de 5 comparaison, l'hydrogel constitutif de la structure tubulaire interne pourra présenter un temps de colonisation supérieur à 2 semaines, voire de l'ordre de plusieurs mois. C'est notamment le cas des hydrogels de chitosane précédemment décrits préparés à partir d'une solution hydro-alcoolique de polysaccharide, éventuellement en mélange avec du collagène. Par 10 conséquent, la reconstruction d'un tissu périphérique de soutien va pouvoir se produire avant complète dégradation de la structure tubulaire interne, grâce à la colonisation rapide de l'enveloppe externe qui s'accompagne de sa dégradation rapide. Selon un mode de préparation d'un substitut selon l'invention, l'enveloppe externe est obtenue à partir d'une solution aqueuse 15 de polysaccharide, de collagène ou de leur mélange, qui après dépôt sur la paroi externe de la structure tubulaire interne est coagulée par voie gazeuse ou liquide. La solution aqueuse utilisée est une solution dans l'eau et ne contient pas d'alcool, contrairement à la solution hydro-alcoolique utilisée pour la formation de la structure tubulaire interne. Selon un mode de 20 réalisation particulier, l'enveloppe externe est obtenue à partir d'une solution aqueuse de chitosane exempte d'alcool, qui après dépôt sur les parois externes de la structure tubulaire interne est neutralisée. Le dépôt sur la paroi externe de la structure tubulaire interne peut être réalisé par trempage de l'assemblage tubulaire interne dans une solution aqueuse de chitosane. 25 Lors de ce trempage, les extrémités de la structure tubulaire interne auront pu être obturées par des moyens temporaires. Pour la réalisation de l'enveloppe externe, il est possible d'utiliser une solution aqueuse d'acétate ou chlorhydrate de chitosane caractérisée par une concentration en chitosane assez faible (préférentiellement inférieure à 2% m/m par rapport à 30 la masse totale de la solution) pour obtenir un hydrogel à faible concentration en polymère et donc à forte porosité pour favoriser la colonisation cellulaire. Cette solution, encore appelée collodion, peut contenir Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 20n 60784 11 en plus des sels ajoutés, tel que du chlorure de sodium, qui contribuent à I'écrantage des charges dans la solution polyélectrolytique, et donc au des-enchevêtrement des chaînes de polysaccharide pendant la neutralisation et la formation d'un gel plus poreux. La neutralisation pourra être réalisée grâce à 5 une solution aqueuse alcaline, par exemple contenant de la soude, de la potasse ou de l'ammoniaque à une concentration de 0,05 à 10M, préférentiellement entre 0,05M et 2M. Cette neutralisation sera, le plus souvent, suivie d'un rinçage à l'eau pour éliminer l'excès de base et de sels. De préférence, l'enveloppe externe est constituée d'un hydrogel 10 physique de chitosane présentant quasi-exclusivement une forme cristalline hydratée, et de préférence exempte de forme cristalline anhydre. Par quasi-exclusivement, on entend que plus de 95%, voire plus de 98% en masse de la fraction cristalline présente sont constitués de cristaux d'une forme cristalline hydratée. Il est également possible que l'enveloppe externe soit 15 constituée d'un mélange polysaccharide/collagène, et par exemple d'un mélange acide hyaluronique/collagène ou chitosane/collagène, la présence de collagène permettant d'obtenir une vitesse de dégradation plus rapide. Il est également possible d'utiliser un mélange polysaccharide/polysaccharide, par exemple chitosane/acide hyaluronique, la fraction d'acide hyaluronique 20 permettant d'obtenir une vitesse de dégradation plus rapide. Pour favoriser l'obtention de propriétés de résistance mécanique plus élevées caractérisées notamment par une contrainte à la rupture plus élevée, voire un module d'élasticité plus élevé, le polysaccharide choisi pour la structure interne peut être un polysaccharide susceptible de développer un 25 taux de cristallinité important, par exemple un chitosane de bas degré d'acétylation, de préférence de degré d'acétylation inférieur à 10%. On pourra également sélectionner une concentration en masse en polymère supérieure à 2% (m/rn par rapport à la masse totale d'hydrogel) dans l'hydrogel constituant la structure interne. Il est également avantageux de 30 choisir un polysaccharide de haute masse moléculaire. En particulier, un chitosane présentant une masse molaire moyenne en masse Mw supérieure à 300 000 g/mol pourra être utilisé, pour favoriser la formation de molécules Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2012)960 784 12 de liaisons inter-cristallines et entre sites d'interactions hydrogène et hydrophobes, ainsi que la formation d'une forte densité de noeuds d'enchevêtrement à divers niveaux d'échelle de la morphologie de l'hydrogel. Dans le cadre de l'invention, les masses molaires moyennes en masse sont 5 déterminées par la technique de mesure décrite dans la publication «Physico- chemical studies of the gelation of chitosan in a hydroalcoholic medium » A. MONTEMBAULT, C. VITON, A. DOMARD Biomaterials, 26(8), 933-943, 2005. Pour l'enveloppe externe, les caractéristiques idéales de l'hydrogel sont différentes. De manière avantageuse, on pourra choisir un chitosane de plus 10 haut degré d'acétylation pour limiter le taux de cristallinité et augmenter la vitesse de biorésorption. En particulier, on pourra sélectionner un chitosane présentant un degré d'acétylation supérieur à 30% qui conduit à un hydrogel de faible taux de cristallinité. Un chitosane de DA plus élevé possède également une vitesse de biorésorption plus élevée. Il peut être également 15. intéressant, mais pas obligatoire, de choisir un chitosane de masse suffisante pour réaliser un gel, mais de masse assez faible pour favoriser sa biorésorption : notamment une masse molaire moyenne en masse Mw inférieure à 300 000 g/mol et, de préférence, supérieure à 20 000 g/mol, pourra être sélectionnée. Pour la couche externe ou la structure interne, on 20 peut également choisir de faire des mélanges de chitosane de bas (par exemple inférieur à 10%) et haut DA (par exemple supérieur à 30%) et/ou des mélanges de chitosane de basse et haute masse molaire moyenne en masse Mw. Par exemple, on pourra choisir une fraction de chitosane de bas DA et de haute masse pour assurer la formation d'un gel, et un chitosane de 25 plus haut DA et de plus faible masse pour favoriser la colonisation cellulaire. La structure interne peut, par exemple, être réalisée à partir d'un collodion contenant une fraction massique majoritaire (>50%) de chitosane de haute masse et bas DA, alors que l'enveloppe externe peut être composée d'une fraction majoritaire (>50%) de chitosane de DA plus élevé et de plus faible 30 masse. Il convient de noter que les DA et masse molaire Mw donnés précédemment pour les hydrogels constitutifs du substitut vasculaire Réponse notification d irrégularités du 7 Juillet 2012960784 13 correspondent sensiblement aux DA et masse molaire Mw du chitosane présent dans les solutions utilisées pour leur préparation. Selon le mode de réalisation préféré tel que détaillé précédemment, la structure tubulaire interne présente des propriétés de résistance mécanique 5 supérieures à celles de l'enveloppe externe. L'enveloppe externe, quant à elle présente une vitesse de colonisation par des cellules supérieure à celle de la structure tubulaire interne. Une configuration inversée, bien que non préférée, pourrait également être prévue. Dans ce cas, par exemple, la structure tubulaire interne pourrait être obtenue par filage puis coagulation 10 interrompue d'une solution aqueuse coagulable de chitosane et l'enveloppe externe, à partir d'une solution hydro-alcoolique de chitosane. Dans ce cas, l'enveloppe externe serait formée d'un hydrogel obtenu par voie hydroalcoolique, éventuellement multi-membranaire et la structure tubulaire interne d'un hydrogel obtenu par voie aqueuse sur lequel l'endothélium 15 pourrait se développer de façon plus efficace compte tenu de ses propriétés physico-mécaniques (module d'élasticité inférieur, porosité plus importante), alors qu'une capsule fibreuse se formerait autour de l'hydrogel de temps de résorption plus long.. Dans le substitut vasculaire selon l'invention, la structure tubulaire 20 interne et l'enveloppe externe sont, de préférence, solidarisées l'une à l'autre, notamment par enchevêtrement physique des hydrogels qui les constituent, au niveau de leur surface de contact 3 représentée sur la Figure 1. Un tel enchevêtrement est notamment obtenu par trempage de la structure tubulaire interne dans une solution aqueuse de polysaccharide ou 25 de collagène, éventuellement en mélange, et en particulier de chitosane, comme décrit précédemment, dans le cas où la structure interne présente des propriétés de résistance mécanique supérieures par rapport à l'enveloppe externe et est notamment formée d'un hydrogel obtenu par voie hydro-alcoolique. Il est également possible de procéder à un remplissage 30 d'une fibre creuse formée d'un hydrogel obtenu par voie hydro-alcoolique, avec une solution aqueuse de polysaccharide ou de collagène dans le cas où Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2012 960 784 14 la structure tubulaire interne présente des propriétés de résistance mécanique inférieures, par rapport à l'enveloppe externe. Par ailleurs, les substituts vasculaires selon l'invention ont l'avantage d'être totalement biodégradables, voire totalement bioassimilables dans le 5 cas où les polymères sélectionnés sont du chitosane, de l'acide hyaluronique ou du collagène. Par «bioassimilables», on entend qu'ils vont se dégrader dans le milieu vivant dans lequel ils vont être implantés, en l'occurrence le corps humain, et que les produits de dégradation vont être métabolisés par l'organisme. Les substituts vasculaires selon l'invention sont constitués de 10 biomatériaux et allient les avantages que présentent le chitosane, le collagène, l'acide hyaluronique, les alginates, en termes de biocompatibilité, biodégradabilité, voire de bioactivité et de coût modéré. Les substituts vasculaires selon l'invention pourront être élaborés avec différentes dimensions, notamment avec un diamètre interne de 1 à 15 mm, 15 en particulier de 2 à 6 mm, correspondant à des petites artères pour lesquelles la demande en nouveaux substituts vasculaires fonctionnels à long terme (au delà de 3 ans) est la plus forte. Avant leur implantation dans un organisme, les substituts vasculaires selon l'invention seront soumis à une opération de stérilisation, de préférence 20 réalisée en autoclave pendant 20 minutes à une température de 120°C. Les propriétés mécaniques et biologiques ne sont pas significativement affectées par la stérilisation. Une telle stérilisation sera effectuée avant toute fonctionnalisation du substitut vasculaire avec des cellules vivantes, comme détaillé ci-après. Il est aussi possible de réaliser l'élaboration à partir de 25 produits solides et liquides stérilisés, puis mis en forme en conditions stériles. Selon un mode de réalisation avantageux, les parois internes de la structure tubulaire interne sont tapissées (préalablement à leur implantation) de cellules endothéliales vivantes. De tels substituts vasculaires I dans lesquels la surface de la lumière interne de la structure tubulaire interne 1 30 est tapissée de cellules endothéliales 4 sont notamment illustrés Figures 2A et 2B. Les inventeurs ont mis en évidence que les parois internes d'un tube d'hydrogel physique de chitosane tel que précédemment défini pouvaient Réponse notification dlrrégularités du 7 Juillet 20e9 6 0 784 15 être tapissées de cellules endothéliales de différents types, tels que des cellules endothéliales extraites de la veine saphène humaine, de la veine du cordon ombilical humain, ou des cellules endothéliales issues de progéniteurs extraits du sang circulant, et que ces cellules ne se dé-différenciaient pas et 5 restaient intactes (établissement de jonctions endothéliales caractéristiques, expression de facteurs fonctionnels) après la constitution du tapis cellulaire. De préférence, les parois de la structure tubulaire interne seront tapissées de cellules endothéliales fonctionnelles, c`est-à-dire semblables aux cellules endothéliales des tissus natifs et présentant les marqueurs spécifiques de ces 10 tissus natifs, en exprimant des protéines comme la VE-Cadherine, CD31, le facteur de von Willbrand. La présence d'une telle couche de cellules endothéliales vivantes sur les parois de la structure tubulaire interne, notamment sous la forme d'un tapis du type monocouche cellulaire, permet d'éviter la formation d'un thrombus, qui aurait tendance à se former si le 15 substitut vasculaire était utilisé seul pour remplacer des vaisseaux sanguins de petit diamètre, en particulier de diamètre interne inférieur à 6 mm. De tels substituts peuvent être préparés en ensemençant des cellules endothéliales dans la lumière de la structure tubulaire interne, une fois que la structure tubulaire interne et l'enveloppe externe ont été formées. Selon un 20 mode de réalisation, la cellularisation de la structure tubulaire interne peut être réalisée de façon « statique » par injection d'une suspension de cellules endothéliales même à densité modérée, notamment avec de 50 000 à 100 000 cellules par cm2, afin d'obtenir une monocouche couche cellulaire confluente sur la paroi de la lumière du tube, en un temps qui peut 25 correspondre de quelques heures à 48h. Selon un autre mode de réalisation, la cellularisation de la structure tubulaire interne peut-être réalisée de façon «dynamique» par injection d'une suspension de cellules endothéliales à densité modérée et en faisant tourner lentement le tube à cellulariser autour de l'axe du tube interne. 30 Selon un autre mode de réalisation, il est également possible que les parois internes de la structure tubulaire interne soient revêtues d'un polysaccharide polyanionique, éventuellement sous la forme d'une Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2012960 784 16 association polyélectrolyte avec l'hydrogel formant la structure tubulaire interne. Un tel polysaccharide polyanionique a l'avantage d'être antithrombogène. A titre d'exemple de tels polysaccharides polyanioniques, on peut citer le sulfate de dextrane, le dermatane sulfate, le kératane sulfate 5 et l'héparine. Par ailleurs, les substituts vasculaires selon l'invention peuvent être mufti-compartimentés, afin de reconstituer un substitut vasculaire cellularisé multicouche dont la structure est similaire à celle d'un vaisseau sanguin natif. En particulier, la structure tubulaire interne peut être multi-membranaire, 10 c'est-à-dire formée de deux ou plusieurs membranes pouvant librement glisser les unes par rapport aux autres. De telles structures multi- membranaires peuvent, par exemple, être préparées en s'inspirant du procédé décrit dans la demande de brevet WO 2009/044053 mais en milieu hydro-alcoolique comme décrit plus haut, et en effectuant plusieurs cycles 15 successifs de coagulation partielle. Les conditions opératoires de chaque cycle de coagulation interrompue et leur conditions d'enchaînement détermineront la constitution de chaque membrane, notamment son épaisseur, et la taille de l'espace inter membranaire séparant deux membranes adjacentes. En particulier, selon une variante de réalisation, 20 l'invention concerne des substituts vasculaires tels que précédemment définis, dans lesquels la structure tubulaire interne comprend au moins deux membranes séparées par un espace inter-membranaire contenant des cellules vivantes d'un même type ou de types différents. Par exemple, il est possible que l'espace inter-membranaire contienne des cellules musculaires 25 lisses, ou un neo-tissu musculaire lisse constitué in vitro avant implantation. De tels substituts vasculaires sont notamment illustrés Figures 3A et 3B. La configuration présentée Figures 3A et 3B comporte une enveloppe externe 2, une structure tubulaire interne comportant deux membranes 11 et 12. L'espace inter-membranaire 5 entre les membrane 11 et 12 renferme des 30 cellules 6, par exemple, des cellules musculaires lisses, et les parois internes de la membrane 11, délimitant le tube interne de l'ensemble tubulaire creux, sont tapissées de cellules endothéliales 4. L'avantage d'introduire une couche Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2012)960 784 17 de cellules d'un type donné dans un espace inter-membranaire est de préserver l'intégrité d'une couche riche en cellules d'un type donné (par exemple, musculaires lisses) et d'ainsi favoriser le développement d'une couche de tissu spécifique (par exemple, du tissu musculaire lisse) dans la 5 paroi du tissu vasculaire en reconstruction jusqu'à la résorption de la structure interne. Les types cellulaires choisis pour leur introduction dans les espaces inter-membranaires de la structure interne peuvent apporter une fonctionnalité biologique pour le développement et le maintien fonctionnel du tissu en reconstruction, en particulier pour l'endothélium (les cellules en co- 10 culture séparées dans la structure rnulti-membranaire échangent des messages chimiques de part et d'autre d'une membrane d'hydrogel) ou apporter une fonction pour le substitut vasculaire implanté. Par exemple, un effet de renfort peut être apporté avec une couche de fibroblastes synthétisant un tissu riche en collagène. Il est également possible d'apporter 15 une fonctionnalité spécifique au tissu reconstruit, après dégradation de l'implant, notamment la contractilité avec une couche musculaire lisse. De préférence, les cellules sont prélevées chez le patient sur lequel le substitut est destiné à être implanté (cellules d'origine autologues). Si nécessaire, les cellules peuvent être mises en culture pour une période de multiplication 20 et/ou de différentiation pour ensuite, être injectées à l'aide d'une seringue à travers les membranes ou entre les membranes à l'extrémité d'un tube multimembranaire pour réaliser un substitut autologue. Il est possible de guérir un défaut résultant d'une injection à travers la paroi d'une membrane en le colmatant avec une solution aqueuse ou hydro-alcoolique du polymère 25 utilisé, et notamment de chitosane, puis en neutralisant cette solution par ajout de quelques gouttes de solution basique ou en trempant le matériau dans un tampon biologique (ou milieu de culture tamponné). Les ensembles tubulaires creux tels que précédemment définis ont été développés par les inventeurs, pour leur utilisation en tant que substituts 30 vasculaires. Les substituts vasculaires selon l'invention pourront être directement implantés chez l'homme ou, dans le cas où des cellules vivantes sont présentes sur ou dans la structure tubulaire interne, les substituts Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2012960784 18.. pourront être implantés après un temps de culture cellulaire in vitro pour développer un tissu dans les espaces inter-membranaires et /ou un tapis endothélial dans la lumière interne du tube. L'implantation peut avoir lieu notamment au niveau d'une artère ou d'un vaisseau sanguin à réparer, lors 5 d'opérations de chirurgie en remplacement ou en dérivation (pontage) d'un vaisseau lésé. En outre, les substituts selon l'invention pourront être utilisés en tant que dispositif à relargage de principe ou molécule actifs encapsulés ou insérés dans la structure de l'hydrogel constituant les membranes ou dans les chambres inter-membranaires. Les substituts vasculaires selon l'invention 10 pourront donc être destinés à la réparation des lésions du tissu vasculaire dans des situations cliniques comme pontage, ou angioplastie, et notamment inhiber les mécanismes impliqués dans la resténose d'un vaisseau sanguin. Ils pourront être utilisés pour réparer des vaisseaux artériels suite à la chirurgie de résection d'un anévrisme. 15 D'autres applications biomédicales peuvent également être envisagées, notamment en tant que fistule artério-veineuse chez les patients dialysés ne disposant plus de solutions pour l'accès vasculaire. Les exemples ci-après permettent d'illustrer l'invention, mais n'ont aucun caractère limitatif. 20 Préparation de la structure tubulaire interne a) Tube monomembrane Un tube de 5mm de diamètre externe et de 5cm de long est obtenu après extrusion par un pousse seringue d'un collodion hydroalcoolique 50/50 eau/1,2-propanediol, v/v, à la concentration en acétate de chitosane (DA= 25 1,5% et Mw=350 000 g/mol) de 2% g/g d'eau, et coagulation dans une solution aqueuse de soude 1M. La coagulation est interrompue par extraction du gel de forme tubulaire du bain de coagulation après 5 minutes et rinçage à l'eau. La fin de la neutralisation est ensuite réalisée dans un bain de soude de concentration 4M, ce qui conduit à la formation d'un coeur gélifié. 30 L'extraction du gel de coeur est effectuée manuellement puis un rinçage dans 5L d'eau permutée pendant 12h est réalisé pour enlever les sels et l'alcool résiduel. Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2012960784 19 L'intérêt de l'introduction d'un alcool (de préférence choisi dans le groupe 1,2- et 1,3-propane- diol, 1,2-, 1,3- et 1,4-butane-diol, 1,2,3-propane-triol (glycérol)) dans un collodion de polysaccharide (ex: chitosane) 5 pour obtenir un hydrogel de concentration 0,02g chitosane /g d'eau est illustré sur les Figures 4A, 4B et 4C. Ces Figures mettent en évidence les propriétés mécaniques comparées d'hydrogels physique de chitosane obtenus par neutralisation dans un bain de soude de concentration 1M, d'un collodion d'un chitosane de DA 1,5 % et de Mw 350 000 g/mol de 10 concentration 2%g/g et contenant dans le solvant 100% d'eau (H20), 50% eau et 50% 1,2 propane diol (H20/Propanediol), et 50% eau et 50% glycérol (H20/glycérol). Les hydrogels sont lavés après neutralisation et contiennent in fine pour l'analyse mécanique uniquement de l'eau et le polysaccharide (chitosane). 15 Les échantillons analysés peuvent être des tubes pleins de diamètre 2mm et d'une longueur de gauge de 1,2cm ou des tubes creux de diamètre plus important (3 à 6 mm). Les tests de traction sont réalisés sur une machine de traction (modèle Adamel-Lhomargy DY22) avec un capteur de force de capacité maximale de 5 N et des mors à ressorts adaptés à des 20 échantillons de faibles rigidité. Les échantillons sont extraits de leur eau de conservation et sont placés rapidement (en 1 minute) dans le dispositif de traction, et les essais sont assez courts afin de prévenir la déshydratation du gel. La surface de la fibre étant très lisse, deux bouts de scotch double face (scotch 3M 12mm de large, ref. 3M 34-8501-8644-5) sont collés aux 25 extrémités de la fibre, pour ainsi éviter le glissement au cours du test de traction. Les fibres sont placées entre des mors constituées de petites pinces à ressort ajustable, et bien adaptées pour ces échantillons de faible rigidité. Les essais consistent en un chargement simple à une vitesse de déplacement de traverse constante de 2 mm/min jusqu'à rupture. Il est également 30 possible de réaliser des cycles de chargement/déchargement pour apprécier la composante élastique et plastique de la déformation. Tous les essais ont été réalisés à température ambiante, et à l'air ambiant. La loi de Réponse notification d'irrégularités du 7 Juillet 2012960 784 20 comportement mécanique est obtenue en traçant la courbe de la contrainte (c =F/So; F est la force appliquée à l'échantillon, So est la section initiale de l'échantillon) en fonction de la déformation (s=eL/Lo; ou Lo est la longueur initiale de la partie utile de l'échantillon, iL est la variation de la longueur 5 utile de l'éprouvette). D'autre part, le module d'Young (E) est déterminé par régression linéaire de la loi de comportement mécanique dans la gamme des faibles déformations, c'est-à-dire dans le domaine de déformation élastique (déformation < 10%). La Figure 4A montre l'évolution du module d'élasticité obtenu par 10 régression linéaire de la loi de comportement nominale (contrainte nominale - déformation nominale) dans le domaine élastique (déformation<10%). La Figure 4B montre l'évolution de la déformation à la rupture des hydrogels physiques de chitosane (moyenne de 5 échantillons). Les hydrogels sont capables d'une forte déformation avant rupture. La Figure 4C montre 15 l'évolution de la contrainte à la rupture des hydrogels physiques de chitosane (moyenne de 5 échantillons). Les résultats présentés sur les Figures 4A, 4B et 4C montrent que l'ajout de propanediol dans le collodion augmente à la fois le module, la déformation à la rupture et la contrainte à la rupture. L'ajout de glycérol dans le collodion augmente les propriétés mécaniques de 20 façon plus importante que le 1,2 propanediol. b) Tube mufti-membranaire De la même manière que précédemment, le gel alcoolique est élaboré à partir d'une solution alcoolique de chitosane à la concentration en chitosane de 2%g/g et dont le solvant est 50/50 eau 1,2 propanediol. La 25 solution est placée dans un moule cylindrique, séchée 12h à 45°C dans une étuve pour former un gel alcoolique. Le gel obtenu est neutralisé dans un bain de soude 1M pendant 3 minutes, puis extrait du bain coagulant pendant 3minutes, puis replacé dans le bain de coagulation 3minutes, etc jusqu'à obtenir 3 membranes et 2 30 espaces intermembranaires. Le gel multimembranaire obtenu est lavé 12h dans l'eau permutée (10 litres) et le coeur gélifié est alors ôté.
Préparation de l'enveloppe externe Le tube (mono ou multi-membranaire) de la structure interne est immergé, en bouchant ses extrémités, dans une solution aqueuse d'acétate de chitosane de DA 46,2% et de masse Mw 300 000 g/mol. avec une concentration en mase de 1,5%. Après immersion, l'hydrogel revêtu est neutralisé dans un bain de soude 1M pendant 15 minutes. Puis, l'assemblage ainsi obtenu est lavé dans de l'eau permutée et renouvelée 6 fois pendant 12 h.
Avant toute expérimentation biologique, tous les échantillons d'hydrogels de chitosane obtenus sont stérilisés dans l'eau par autoclave pendant 20 minutes à une température de 120°C.
Constitution d'un tapis de cellules endothéliales sur les parois internes de la structure tubulaire interne ou dans un espace intermembranaire Des cellules endothéliales progénitrices (EPC) sont isolées du sang circulant humain par récupération de la fraction cellulaire mononucléée sur gradient de densité puis mises en culture (Clinicell Treated - Laboratoires MABIO) dans un milieu spécifique pour la différenciation des EPC en cellules endothéliales matures (Milieu EGM2-MV - Clonetics). Les cellules endothéliales de veine saphène humaine sont isolées par traitement enzymatique et mises en culture selon le protocole décrit par 25 Fernandez et al. (Tissue Engineering, Volume 12 (1), 2006). A l'issue de leur caractérisation phénotypique (expression de vWF, VE-cadhérine et CD31 en particulier) les cellules endothéliales matures sont ensemencées à la surface d'un hydrogel, dans un hydrogel en forme de tube creux ou dans un hydrogel multimembranaire à la densité moyenne de 105 30 cellules/cm2 et dans leurs milieux de différenciation respectifs pendant au minimum 5h afin de former la monocouche cellulaire. Les cellules adhérentes à l'hydrogel sont maintenues en culture entre 24 heures et quelques jours sans modification de la qualité de la monocouche cellulaire (confluence et expression des marqueurs phénotypiques maintenus). La Figure 5 présente une photographie en microscopie optique, 24 heures après ensemencement et coloration Live-Dead, d'une culture cellulaire de cellules endothéliales issues de progéniteurs endothéliaux du sang circulant, et cultivées dans un tube d'hydrogel physique de chitosane tel que précédemment préparé. La mise au point est effectuée sur le fond du tube, ce qui met en évidence la formation du tapis endothélial. La Figure 6, quant à elle, présente une photographie avec une mise au point dans un plan supérieur, ce qui met en évidence la monocouche endothéliale sur les parois du tube. Culture de cellules musculaires lisses dans l'espace intermembranaire de la structure tubulaire interne Des cellules musculaires lisses (SMC) sont obtenues de la veine du cordon ombilical humain par traitement enzymatique (collagénase) et cultivées en milieu pour SMC (SMC-Media 2 - PromoCell). Les cellules sont caractérisées phénotypiquement en culture (expression de la Smooth-Muscle a-actine) puis injectées dans l'espace inter-membranaire de structures de chitosane. La construction est gardée en culture pendant quelques jours à plusieurs semaines (jusqu'à 50 jours) sans mort cellulaire (analysée par coloration Live-Dead) ni disparition du marqueur phénotypique des SMC (expression de la Smooth-Muscle a-actine). La Figure 7 présente une photographie en microscopie optique d'une culture de cellules musculaires lisses (hSMC-human Smooth muscle cens) après marquage de la a-actine et marquage des noyaux cellulaires. Les cellules on été disposées dans la chambre inter-membranaire la plus externe d'un hydrogel physique multi-membranaire de chitosane tel que précédemment préparé.
En situation clinique, les EPC comme les SMC pourront être obtenues à partir d'un patient qui constitue alors une source autologue.
Claims (10)
- REVENDICATIONS1 - Substitut vasculaire biodégradable comportant une structure tubulaire interne et une enveloppe externe, chacune formée d'un hydrogel d'un polysaccharide, de collagène ou d'un mélange de ces polymères caractérisé en ce que les deux hydrogels formant la structure tubulaire interne et l'enveloppe externe sont différents et présentent, notamment, des propriétés mécaniques et une vitesse de colonisation par des cellules différentes.
- 2 - Substitut vasculaire biodégradable selon la revendication 1 caractérisé en ce que la structure tubulaire interne présente des propriétés de résistance mécanique supérieures à celles de l'enveloppe externe.
- 3 - Substitut vasculaire biodégradable selon la revendication 2 caractérisé en ce que la structure tubulaire interne présente une contrainte à la rupture supérieure à 0,05 MPa, de préférence supérieure à 0,2 MPa.
- 4 - Substitut vasculaire biodégradable selon la revendication 2 ou 3 caractérisé en ce que la structure tubulaire interne présente un module d'élasticité de Young supérieur à 0,01 MPa, et de préférence supérieur à 0,05 MPa.
- 5 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que l'enveloppe externe présente une vitesse de colonisation par des cellules supérieure à celle de la structure tubulaire interne.
- 6 - Substitut vasculaire biodégradable selon la revendication 5 caractérisé en ce que la colonisation cellulaire de l'enveloppe externe par les cellules du tissu conjonctif au contact duquel le substitut vasculaire est destiné à être implanté intervient en moins de 10 jours.
- 7 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que la structure tubulaire interne et l'enveloppe externe sont toutes deux formées d'un hydrogel physique de chitosane.
- 8 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que la structure tubulaire interne est constituée d'un hydrogel physique de chitosane, comportant une fractionsignificative d'une forme cristalline anhydre, éventuellement en mélange avec une forme cristalline hydratée.
- 9 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que la structure tubulaire interne est obtenue par filage puis coagulation interrompue d'une solution hydro-alcoolique coagulable de chitosane. - Substitut vasculaire biodégradable selon la revendication 9 caractérisé en ce que l'alcool est choisi parmi les 1,2- et 1,3-propanediol, les 1,2-, 1,3- et 1,4-butanediol et le 1,2,3-propanetriol.
- 10 11 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que la structure tubulaire interne est constituée d'un hydrogel de chitosane de degré d'acétylation inférieur à 10% et de masse molaire moyenne en masse Mw supérieure à 300 000 g/mol. 12 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que l'enveloppe externe est constituée d'un mélange polysaccharide/polysaccharide, par exemple chitosane/acide hyaluronique ou chitosane de DA inférieur à 10 % chitosane de DA supérieur à 30 %, ou encore d'un mélange polysaccharide/collagène, et par exemple d'un mélange acide hyaluronique/collagène ou chitosane/collagène. 13 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications 1 à 11 caractérisé en ce que l'enveloppe externe est constituée d'un hydrogel physique de chitosane, présentant quasi-exclusivement une forme cristalline hydratée, et de préférence exempte de forme cristalline anhydre. 14 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications 1 à 12 caractérisé en ce que l'enveloppe externe est constituée d'un hydrogel de chitosane de degré d'acétylation supérieur à 30 % et de masse molaire moyenne en masse Mw inférieure à 300 000 g/mol. 15 - Substitut vasculaire biodégradable selon la revendication 13 ou 14 caractérisé en ce que l'enveloppe externe est obtenue à partir d'une solution aqueuse de chitosane exempte d'alcool, qui après dépôt sur les parois externes de la structure tubulaire interne est neutralisée.16 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que la structure tubulaire interne et l'enveloppe externe sont liées l'une à l'autre, notamment par enchevêtrement physique des hydrogels qui les constituent, au niveau de leur surface de contact. 17 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que les parois internes de la structure tubulaire interne sont tapissées de cellules endothéliales vivantes. 18 - Substitut vasculaire biodégradable selon la revendication 17 caractérisé en ce que les cellules endothéliales sont fonctionnelles, c'est-à-dire semblables aux cellules endothéliales des tissus natifs et présentant des marqueurs spécifiques de ces tissus natifs, en exprimant des protéines comme la VE-Cadherine, CD31, le facteur de von Willbrand. 19 - Substitut vasculaire biodégradable selon l'une des revendications précédentes caractérisé en ce que le la structure tubulaire interne est constituée d'au moins deux membranes séparées par un espace intermembranaire contenant des cellules vivantes. - Substitut vasculaire biodégradable selon la revendication 17 à 19 caractérisé en ce que les cellules proviennent du patient sur lequel le 20 substitut est destiné à être implanté. 21 - Substitut vasculaire biodégradable selon la revendication 19 ou 20 caractérisé en ce que les cellules confinées dans l'espace inter-membranaire sont des cellules musculaires lisses. 22 - Substitut vasculaire biodégradable selon la revendication 21 caractérisé en ce que les cellules confinées dans l'espace inter-membranaire sont des cellules musculaires lisses associées à des cellules fibroblastiques. 23 - Procédé de préparation d'un substitut vasculaire selon l'une des revendications 1 à 22 comprenant les étapes suivantes : a) formation d'un tube, éventuellement multi-membranaire, d'un hydrogel de polysaccharide, de collagène ou d'un mélange de ces polymères, par filage puis coagulation interrompue d'une solutionhydro-alcoolique coagulable du polymère ou mélange de polymères sélectionné pour former le tube, b) formation sur la paroi interne ou externe du tube obtenu à l'étape a) d'une couche d'hydrogel d'un polysaccharide, de collagène ou d'un mélange de ces polymères à partir d'une solution aqueuse exempte d'alcool du polymère ou mélange de polymères sélectionné pour former la couche. 24 - Procédé selon la revendication 23, caractérisé en ce que la couche est déposée sur la paroi externe du tube obtenu à l'étape a). 25 - Procédé selon la revendication 23 ou 24, caractérisé en ce que l'étape a) est réalisée à partir d'une solution hydro-alccolique de chitosane, la coagulation étant réalisée en milieu alcalin. 26 - Procédé selon la revendications 25, caractérisé en ce que le chitosane de la solution hydro-alcoolique présente un degré d'acétylation inférieur à 10% et une masse molaire moyenne en masse Mw supérieure à 300 000 g/mol. 27 - Procédé selon l'une des revendications 23 à 26, caractérisé en ce que l'étape b) est réalisé à partir d'une solution aqueuse de chitosane exempte d'alcool, qui après dépôt sur les parois externes de la structure tubulaire interne est neutralisée. 28 - Procédé selon la revendications 27, caractérisé en ce que le chitosane de la solution aqueuse présente un degré d'acétylation supérieur à 30 % et une masse molaire moyenne en masse Mw inférieure à 300 000 g/mol. 29 - Procédé selon la revendication 27, caractérisé en ce que l'étape b) est réalisé à partir d'une solution aqueuse d'acétate ou de chlorhydrate de chitosane à une concentration inférieure à 2% m/m. - Procédé selon l'une des revendications 23 à 28, caractérisé en ce que l'alcool est un poly-alcool, de préférence choisi parmi les 1,2- et 1,3- 30 propanediol, les 1,2-, 1,3- et 1,4-butanediol et le 1,2,3-propanetriol.
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR1054404A FR2960784B1 (fr) | 2010-06-04 | 2010-06-04 | Nouveaux substituts vasculaires biodegradables |
| PCT/FR2011/051262 WO2011151603A1 (fr) | 2010-06-04 | 2011-06-01 | Nouveaux substituts vasculaires biodegradables |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR1054404A FR2960784B1 (fr) | 2010-06-04 | 2010-06-04 | Nouveaux substituts vasculaires biodegradables |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FR2960784A1 true FR2960784A1 (fr) | 2011-12-09 |
| FR2960784B1 FR2960784B1 (fr) | 2012-07-20 |
Family
ID=43481031
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FR1054404A Expired - Fee Related FR2960784B1 (fr) | 2010-06-04 | 2010-06-04 | Nouveaux substituts vasculaires biodegradables |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| FR (1) | FR2960784B1 (fr) |
| WO (1) | WO2011151603A1 (fr) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2015092289A1 (fr) * | 2013-12-19 | 2015-06-25 | Universite Claude Bernard Lyon I | Implant pour la regénération tissulaire comprenant un hydrogel de chitosane suturable |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN105310795A (zh) * | 2014-05-26 | 2016-02-10 | 烟台隽秀生物科技有限公司 | 一种人工血管鞘管的制备方法及其模具 |
| CN104027851B (zh) * | 2014-06-24 | 2016-03-30 | 上海大学 | 一种组织工程小口径血管支架的成形方法及成形系统 |
| CN107899086B (zh) * | 2017-11-06 | 2021-02-19 | 山东大学 | 一种透明质酸寡糖修饰的胶原蛋白纳米纤维血管修复材料及其制备方法 |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0393788A2 (fr) * | 1989-04-17 | 1990-10-24 | Koken Co. Ltd. | Prothèse vasculaire et procédé de production pour prothèse vasculaire |
| WO2009027537A1 (fr) * | 2007-08-31 | 2009-03-05 | Kitozyme Sa | Prothese destinee a promouvoir la reconstruction in vivo d'un organe creux ou d'une partie d'organe creux |
| WO2009044053A2 (fr) * | 2007-09-07 | 2009-04-09 | Universite Claude Bernard Lyon I | Fibres creuses, notamment multi membranaires, leur procede de preparation par filage et dispositif pour la mise en oeuvre dudit procede |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5766584A (en) | 1995-06-02 | 1998-06-16 | Massachusetts Institute Of Technology | Inhibition of vascular smooth muscle cell proliferation with implanted matrix containing vascular endothelial cells |
| FR2882665B1 (fr) | 2005-03-04 | 2007-05-25 | Univ Claude Bernard Lyon | Capsules plurimembranaires de polysaccharides et en particulier de chitosane et leur procede de preparation |
| US8831599B2 (en) | 2007-06-29 | 2014-09-09 | Nokia Corporation | Avoiding ping-pong handovers |
-
2010
- 2010-06-04 FR FR1054404A patent/FR2960784B1/fr not_active Expired - Fee Related
-
2011
- 2011-06-01 WO PCT/FR2011/051262 patent/WO2011151603A1/fr active Application Filing
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0393788A2 (fr) * | 1989-04-17 | 1990-10-24 | Koken Co. Ltd. | Prothèse vasculaire et procédé de production pour prothèse vasculaire |
| WO2009027537A1 (fr) * | 2007-08-31 | 2009-03-05 | Kitozyme Sa | Prothese destinee a promouvoir la reconstruction in vivo d'un organe creux ou d'une partie d'organe creux |
| WO2009044053A2 (fr) * | 2007-09-07 | 2009-04-09 | Universite Claude Bernard Lyon I | Fibres creuses, notamment multi membranaires, leur procede de preparation par filage et dispositif pour la mise en oeuvre dudit procede |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ZHANG L, AO Q, WANG A, LU G, KONG L, GONG Y, ZHAO N, ZHANG X.: "A sandwich tubular scaffold derived from chitosan for blood vessel tissue engineering.", J BIOMED MATER RES A., vol. 77, no. 2, 6 January 2006 (2006-01-06), pages 277 - 284, XP007916944 * |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2015092289A1 (fr) * | 2013-12-19 | 2015-06-25 | Universite Claude Bernard Lyon I | Implant pour la regénération tissulaire comprenant un hydrogel de chitosane suturable |
| FR3015296A1 (fr) * | 2013-12-19 | 2015-06-26 | Univ Claude Bernard Lyon | Nouvel hydrogel de chitosane suturable et applications associees |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| FR2960784B1 (fr) | 2012-07-20 |
| WO2011151603A1 (fr) | 2011-12-08 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CA2539087C (fr) | Nanocomposite a base de poly(alcool de vinyle) et de cellulose bacterienne | |
| EP2180906B1 (fr) | Prothese destinee a promouvoir la reconstruction in vivo d'un organe creux ou d'une partie d'organe creux | |
| US9206414B2 (en) | Anisotropic nanocomposite hydrogel | |
| Bao et al. | Physicochemical properties and in vitro biocompatibility of three bacterial nanocellulose conduits for blood vessel applications | |
| EP2424579B1 (fr) | Nouveaux matériaux en collagène et procédés d'obtention | |
| WO2012070680A1 (fr) | Corps moulé en collagène non-fibreux et méthode pour sa production | |
| FR2960784A1 (fr) | Nouveaux substituts vasculaires biodegradables | |
| CN107376015A (zh) | 一种肝素化的细菌纳米纤维素/壳聚糖复合管及其制备方法和应用 | |
| Wu et al. | Mechanical properties and permeability of porous chitosan–poly (p-dioxanone)/silk fibroin conduits used for peripheral nerve repair | |
| Liu et al. | Electrofabrication of flexible and mechanically strong tubular chitosan implants for peripheral nerve regeneration | |
| CA2654754A1 (fr) | Hydrogel anisotropique constitue de nanocomposites | |
| EP2575910B1 (fr) | Matrices denses de collagene pour la reparation tissulaire et leur procede de preparation | |
| EP2037975B1 (fr) | Tubes de collagene | |
| Wang et al. | Preparation and evaluation of poly (ester-urethane) urea/gelatin nanofibers based on different crosslinking strategies for potential applications in vascular tissue engineering | |
| FR3015296A1 (fr) | Nouvel hydrogel de chitosane suturable et applications associees | |
| WO2012052679A1 (fr) | Procede de preparation de collagene fibrille | |
| JP2006263144A (ja) | 生体軟組織代替移植材料およびその製造方法 | |
| KR102168815B1 (ko) | 하이드로 젤 튜브 및 이의 제조방법 | |
| Thomas et al. | Biohybrid fibro-porous vascular scaffolds: effect of crosslinking on properties | |
| Klemm et al. | Bacterial nanocellulose for medical applications: potential and examples | |
| JP2007014562A (ja) | コラーゲン基材 | |
| FR2793693A3 (fr) | Prothese vasculaire impregnee par un biopolymere d'origine vegetale ou bacterienne et procede pour la realisation d'une telle prothese | |
| ITMI20111905A1 (it) | Protesi tubulare multistrato per chirurgia ricostruttiva |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| CD | Change of name or company name |
Owner name: INSTITUT NATIONAL DES SCIENCES APPLIQUEES DE L, FR Effective date: 20120410 Owner name: UNIVERSITE BORDEAUX SEGALEN, FR Effective date: 20120410 Owner name: CENTRE NATIONAL DE LA RECHERCHE SCIENTIFIQUE, FR Effective date: 20120410 Owner name: UNIVERSITE CLAUDE BERNARD LYON I, FR Effective date: 20120410 Owner name: UNIVERSITE JEAN MONNET SAINT ETIENNE, FR Effective date: 20120410 |
|
| TQ | Partial transmission of property |
Owner name: UNIVERSITE JEAN MONNET SAINT ETIENNE, FR Effective date: 20120410 Owner name: UNIVERSITE BORDEAUX SEGALEN, FR Effective date: 20120410 Owner name: INSTITUT NATIONAL DES SCIENCES APPLIQUEES DE L, FR Effective date: 20120410 Owner name: CENTRE NATIONAL DE LA RECHERCHE SCIENTIFIQUE, FR Effective date: 20120410 Owner name: UNIVERSITE CLAUDE BERNARD LYON I, FR Effective date: 20120410 |
|
| TQ | Partial transmission of property |
Owner name: UNIVERSITE JEAN MONNET SAINT ETIENNE, FR Effective date: 20130716 Owner name: UNIVERSITE CLAUDE BERNARD LYON I, FR Effective date: 20130716 Owner name: UNIVERSITE BORDEAUX SEGALEN, FR Effective date: 20130716 Owner name: INSTITUT NATIONAL DES SCIENCES APPLIQUEES DE L, FR Effective date: 20130716 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 7 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 8 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 9 |
|
| PLFP | Fee payment |
Year of fee payment: 10 |
|
| ST | Notification of lapse |
Effective date: 20210205 |