MXPA00012062A - Protesis biodisenadas de injerto de hoja plana. - Google Patents

Abstract

La invencion esta dirigida a protesis de injerto biodisenadas hechas de dos o mas capas sobrepuestas y quimicamente unidas de material de tejido procesado preparado a partir de material de tejido limpio derivado de fuentes animales; las protesis de injerto biodisenadas de la invencion se preparan usando metodos que preservan la compatibilidad, resistencia y biorremodelacion celular de la matriz de tejido procesada; las protesis de injerto biodisenadas se usan para implantacion, reconstruccion, o para uso en un mamifero hospedero.

Description

PRÓTESIS DE INJERTO DE LAMINA PLANA BIOD1SEÑAPAS CAMPO DE LA INVENCIÓN Esta ¡nvención está en el campo de diseño de tejido. La ¡nvención está dirigida a prótesis de injerto biodiseñadas preparadas a partir de material de tejido limpio derivado de fuentes animales. Las prótesis de injerto biodiseñadas de la invención se preparan utilizando métodos que conservan la compatibilidad, resistencia, y capacidad de biorremodelación de la matriz de tejido procesada. Las prótesis de injerto biodiseñadas se utilizan para implante, reparación, o para uso en un hospedero mamífero^ BREVE DESCRIPCIÓN PE LOS ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN El campo de bioingeniería de tejido combina los métodos de ingeniería con los principios de ciencia de vida para entender las relaciones estructurales y funcionales en tejidos normales y patológicos de mamífero. El objetivo de la ingeniería de tejido es el desarrollo y aplicación final de sustitutos biológicos para restaurar, mantener y mejorar las funciones de tejido. El colágeno es la proteína estructural principal en el cuerpo y constituye aproximadamente una tercera parte de la proteína corporal total. Comprende la mayor parte de la materia orgánica de la piel, tendones, huesos, y dientes y se presenta como inclusiones fibrosas en la mayoría de las otras estructuras corporales. Algunas de las propiedades del colágeno son su alta resistencia a la tensión; su baja antigenicidad, debido en parte al encubrimiento de determinantes antigénicos potenciales por la estructura de hélice; y su baja capacidad de extensión, semipermeabilidad, y solubilidad. Además, el colágeno es una sustancia natural para adhesión celular. Esas propiedades y otras hacen al colágeno un material adecuado para la ingeniería de tejido y fabricación de sustitutos biológicos que pueden ser implantados y prótesis biorremodelables. Los métodos para obtener tejido colagenoso y estructuras de tejido a partir de tejidos explantados de mamífero y los procedimientos para construir prótesis a partir de tejido, han sido investigados ampliamente para reparación quirúrgica o para reemplazo de tejido u órgano. Un objetivo continuo de los investigadores es desarrollar prótesis que se pueden utilizar de manera satisfactoria para reemplazar o reparar tejido de mamífero.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN Los materiales colagenosos derivados biológicamente tales como submucosa intestinal han sido propuestos por muchos investigadores para utilizarse en reparación o reemplazo de tejido. Se han descrito métodos para el procesamiento mecánico y químico del yeyuno porcino proximal para generar una capa sencilla acelular de colágeno intestinal (ICL, por sus siglas en inglés) que se puede utilizar para formar laminados para aplicaciones bioprostéticas. El procedimiento remueve células y desperdicios celulares mientras mantiene la estructura de colágeno original. La lámina resultante de matriz de tejido procesada se utiliza para fabricar construcciones laminadas de capas múltiples con especificaciones deseadas. Se ha investigado la eficiencia de parches laminados para reparación de tejido blando, así como el uso de ICL entubada como un injerto vascular. Este material provee el soporte físico necesario, mientras genera adhesiones mínimas y es capaz de integrarse en el tejido original circundante e infiltrarse con células hospederas. La remodelación in vivo no compromete la integridad mecánica. Las propiedades intrínsecas y funcionales del implante, tal como el módulo de elasticidad, retención de sutura y UTS son parámetros importantes que se pueden manipular para requerimientos específicos variando el número de capas de ICL y las condiciones de entrelazamiento.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN Esta invención está dirigida a una prótesis de tejido diseñada, la cual, cuando se implanta en un mamífero hospedero, puede servir como reparación de funcionamiento, aumento, o reemplazo de una parte corporal o estructura de tejido, y será sometida a biodegradación controlada que se presenta de manera concomitante con la remodelación mediante las células del hospedero. La prótesis de esta invención, cuando se utiliza como un tejido de reemplazo, tienen de esta manera propiedades dobles: primera, funciona como sustituto de una parte corporal, y segunda, mientras funciona como sustituto de una parte corporal, también funciona como un patrón de remodelación para el crecimiento interior de células hospederas. Con el fin de lograrlo, el material prostético de esta invención es una matriz de tejido procesada desarrollada a partir de tejido colagenoso derivado de mamífero que es capaz de unirse a sí mismo o a otra matriz de tejido procesada para formar una prótesis para injertar en un paciente. La invención se dirige hacia métodos para elaborar prótesis de tejido diseñadas a partir de material de tejido limpio en donde los métodos no requieren adhesivos, suturas, o grapas para unir las capas mientras mantienen la capacidad de biorremodelacíón de la prótesis. Los términos "matriz de tejido procesada" y "material de tejido, procesado", significan tejido celular normalmente original que se ha obtenido de una fuente animal, preferiblemente un mamífero, y limpiado de manera mecánica de tejidos auxiliares y limpiado químicamente de células, desechos celulares, y se proporciona sustancialmente libre de componentes de matriz extracelular no colagenosos. La matriz de tejido procesada, aunque está sustancialmente libre de componentes no colagenosos, mantiene mucha de su estructura, resistencia y forma de matriz original. Las composiciones preferidas para preparar los injertos biodiseñados de la invención son tejidos animales que comprenden colágeno. Las fuentes de tejido colagenoso incluyen, sin limitarse, intestino, fascia lata, pericardio, dura mater, y otros tejidos de estructuras planas o aplanadas que comprenden una matriz de tejido colagenoso. La estructura de estas matrices de tejido hace que sean más fácilmente limpiadas, manipuladas, y ensambladas en una forma para preparar los injertos biodiseñados de la invención. Otras fuentes adecuadas de tejido colagenoso con la misma estructura plana y composición de matriz se pueden identificar por el experto en la técnica en otras fuentes animales. Una composición más preferida para preparar los injertos biodiseñados de la invención es una capa de colágeno intestinal derivada de la túnica submucosa del intestino delgado. Las fuentes adecuadas para obtener intestino delgado son organismos de mamíferos tales como humano, vaca, cerdo, oveja, perro, cabra, o caballo, aunque el intestino delgado del cerdo es la fuente que se prefiere. La composición más preferida para preparar la prótesis de la invención es una capa de colágeno intestinal procesada derivada de la túnica submucosa del intestino delgado porcino. Para obtener la ICL procesada, el intestino delgado de un cerdo se cosecha y los tejidos mesentéricos auxiliares se seccionan del intestino. La túnica submucosa se separa preferiblemente, o se deslamina, de las otras capas del intestino delgado mediante exprimido mecánico del material intestinal crudo entre rodillos opuestos para remover las capas musculares (túnica muscularis) y la mucosa (túnica mucosa). La túnica submucosa del intestino delgado es más dura y rígida que el tejido que la rodea, y los rodillos exprimen los componentes más suaves de la submucosa. En los ejemplos a continuación, la túnica submucosa fue cosechada mecánicamente a partir de intestino delgado porcino utilizando una máquina limpiadora de intestino Bitterling y después se limpió químicamente para producir una matriz de tejido limpia. Esta capa de colágeno intestinal química y mecánicamente limpia es referida en la presente como "ICL". La ICL procesada es esencialmente colágeno telopéptido acelular, aproximadamente 93% en peso seco, con menos de 5% en peso seco de glicoproteínas, glicosaminoglicanos, proteoglicanos, lípídos, proteínas no colagenosas y ácidos nucleicos tales como ADN y ARN y está sustancialmente libre de células y deshechos celulares. La ICL procesada retiene una gran parte de su estructura de matriz y su resistencia. De manera importante, la capacidad de biorremodelación de la matriz de tejido se conserva en parte mediante el procedimiento de limpieza ya que está libre de residuos detergentes unidos que afectarían de manera adversa Ja capacidad de biorremodelación del colágeno. Adicionalmente, las moléculas de colágeno han retenido sus regiones telopéptidas ya que el tejido no se ha sometido a tratamiento con enzimas durante el procedimiento de limpieza. Las capas del tejido procesadas del dispositivo prostético pueden ser del mismo material de colágeno, como dos o más capas de ICL, o de diferentes materiales de colágeno, como una o más capas de ICL y una o más capas de fascia lata. Las matrices de tejido procesadas se pueden tratar o modificar, ya sea física o químicamente, antes de la fabricación de una prótesis de injerto biodiseñada. Se pueden realizar modificaciones físicas tales como formación, acondicionamiento mediante estiramiento y relajación, o perforación de las matrices de tejido procesadas, así como modificaciones químicas tales como unión a factores de crecimiento, componentes de matriz extracelular seleccionados, material genético, y otros agentes que afectarían la biorremodelación y reconstrucción de la parte corporal en tratamiento, reconstrucción o reemplazo. Ya que la ICL es el material de partida preferido para la producción de las prótesis de injerto biodiseñadas de la invención, los métodos descritos a continuación son los métodos preferidos para producir prótesis de injerto biodiseñadas que comprenden ICL. En la modalidad por la que se tiene mayor preferencia, la túnica submucosa de intestino delgado porcino se utiliza como un material de partida para las prótesis de injerto biodiseñadas de la ¡nvención. El intestino delgado de un cerdo se cosecha, sus tejidos auxiliares se remueven y después se limpia mecánicamente utilizando una máquina de limpieza de intestino, la cual mediante fuerza remueve la grasa, músculo y capas mucosas de la túnica submucosa utilizando una combinación de acción mecánica y lavado utilizando agua. La acción mecánica se puede describir como una serie de rodillos que comprimen y desprenden las capas sucesivas de la túnica submucosa cuando el intestino intacto pasa entre ellos. La túnica submucosa del intestino delgado es comparativamente más dura y rígida que el tejido circundante, y los rodillos exprimen los componentes más suaves de la submucosa. El resultado de la limpieza a máquina fue tal que la capa submucosa del intestino fue lo único que quedó.

Después de la limpieza mecánica, se utiliza un tratamiento de limpieza química para remover los componentes celulares y de matriz, preferiblemente se realiza bajo condiciones asépticas a temperatura ambiente. El intestino se corta después longitudinalmente hasta el lumen y después se corta en secciones de aproximadamente 15 cm de longitud. El material se pesa y se coloca en contenedores en una relación de 100:1 v/v de solución a material intestinal. En el tratamiento de limpieza química de mayor preferencia, como el método descrito en la solicitud internacional de PCT WO 98/49969, la descripción de la cual se incorpora a la presente, el tejido colagenoso se pone en contacto con un agente quelatador, tal como sal tetrasódica de etilendiamintetracético (EDTA) bajo condiciones alcalinas, preferiblemente mediante la adición de hidróxido de sodio (NaOH); seguido por contacto con un ácido, en donde el ácido contiene una sal, preferiblemente ácido clorhídrico (HCl) que contiene cloruro de sodio (NaCI); seguido por contacto con una solución salina regulada de pH tal como cloruro de sodio (NaCI) 1 M / solución salina con regulación de pH de fosfato (PBS) 10 mM; seguido finalmente por un paso de enjuague utilizando agua. Cada paso del tratamiento preferiblemente se lleva a cabo usando una plataforma de rotación o agitación. Después del enjugue, la ICL se retira de cada contenedor y se comprime ligeramente la ICL para eliminar el exceso de agua. En este punto, la ICL puede almacenarse congelada de -80°C a 4°C en un regulador de pH de fosfato estéril o seca hasta usarse en la elaboración de una prótesis. Si se almacena seca, las láminas de ICL se aplanan en una superficie como una placa plana, preferiblemente una placa o membrana porosa, como una membrana de policarbonato, y cualesquiera marcas linfáticas del lado abluminal del material se retira utilizando un escalpelo, y se permite que la láminas de ICL sequen en una campana de flujo laminar a temperatura y humedad ambiente. La ICL es una estructura de lámina plana que se puede utilizar para fabricar varios tipos de construcciones que se utilizarán como una prótesis con la forma de la prótesis dependiendo finalmente del uso para el que fue diseñada. Para formar las prótesis de la invención, las construcciones se deben fabricar utilizando un método que conserva la capacidad de biorremodelación del material de matriz procesada pero también es capaz de mantener su resistencia y características estructurales en.su rendimiento como un tejido de reemplazo. Las láminas de matriz de tejido procesadas se forman en capas para que tenga contacto con otra lámina. El área de contacto es una región de unión en donde las capas hacen contacto. La región de unión debe ser capaz de soportar la sutura y estiramiento mientras se maneja durante la implantación clínica y durante la fase de cicatrización inicial, mientras funciona como reemplazo para una parte del cuerpo hasta que las células del paciente llenen y subsecuentemente biorremodelen la prótesis para formar un tejido nuevo. En una modalidad que se prefiere, el dispositivo prostético de la invención tiene dos o más capas de colágeno sobreimpuestas que se unen juntas. Como se usa en la presente, "capas de colágeno unidas" significa que está compuesto de dos o más capas del mismo material, o diferente, de colágeno tratado en una manera tal que las capas se sobreimponen una sobre otra y están suficientemente juntas por una autolaminacion y enlace químico. Por ejemplo, una construcción de capas múltiples de ICL se utiliza para reconstruir estructuras de pared corporal, tal como un parche pericárdico, un parche vascular, un parche para pared de vejiga o un dispositivo para reconstruir una hernia, se puede utilizar como cabestrillo para soportar órganos prolapsados o hipermóviles. También se pueden implantar en plano, enrollados o doblados para formar volumen y aumentar tejido. Un número de capas de ICL se puede incorporar en las construcciones cuando se indica la formación de volumen o resistencia. Antes de la implantación, las capas se pueden tratar adicionalmente o recubrirse con colágeno u otros componentes de matriz extracelular, ácido hialurónico, o heparina, factores de crecimiento, péptidos o células cultivadas. La modalidad preferida de la invención está dirigida a prótesis de láminas planas, y métodos para elaborar y usar prótesis de láminas planas, que comprende dos o más capas de ICL unidas y entrelazadas para usarse como un biomaterial para implante que puede ser biorremodelado por las células de un paciente. Debido a la estructura de lámina plana de ICL, la prótesis se fabrica fácilmente para que comprenda cualquier número de capas, preferiblemente entre 2 y 10 capas, muy preferiblemente entre 2 y 6 capas, con el número de capas dependiendo de la resistencia y volumen necesarios para el uso final para el que fue creada la construcción. La ICL tiene fibras de matriz estructurales que van en la misma dirección general. Cuando están en capas, las orientaciones de la capa pueden variar para nivelar las orientaciones de fibra de tejido general en las capas de tejido procesadas. Las láminas pueden estar en capas, de manera que las orientaciones de la fibra estén en paralelo o en ángulos diferentes. Las capas también pueden sobreimponerse para formar una construcción con capas continuas a través del área de la prótesis. Alternativamente, como el tamaño final de una disposición sobreimpuesta está limitado por la circunferencia del intestino, las capas pueden escalonarse, en una disposición de montaje para formar una construcción de láminas con un área de superficie mayor que las dimensiones del material de partida, pero sin capas continuas a través del área de la prótesis. Puede introducirse características complejas como un conducto o red de conductos o canales que van entre las capas o que atraviesan las capas, por ejemplo. En la fabricación de una construcción de capas múltiples que comprende una ICL, se emplean un ambiente aséptico y herramientas estériles preferiblemente para mantener la esterilidad de la construcción cuando se inicia con el material de ICL estéril. Para formar una construcción de capas múltiples de ICL, un primer elemento de soporte rígido estéril como una lámina rígida de policarbonato, se colocó en el campo estéril de una campana de flujo laminar. En caso de que las láminas de ICL aún no se encuentren en un estado hidratado de los procesos de limpieza mecánica y química, se hidratan en una solución acuosa, como agua o una solución salina con regulación de pH de fosfato. Las láminas de ICL se someten a un procedimiento de blott con telas absorbentes estériles para absorber el exceso de agua del material. En caso de no haberse realizado hasta ahora, el material de la ICL se limpia de cualesquiera marcadores linfáticos en la superficie serosal, del lado abluminal. Una primera lámina de ICL / limpia se coloca sobre una lámina de policarbonato y se hace uniforme manualmente hacia la lámina de policarbonato para eliminar cualquier burbuja de aire, pliegues y arrugas. Una segunda lámina de ICL limpia se coloca en la parte superior de la primera lámina, nuevamente de manera manual retirando cualquier burbuja de aire, pliegues y arrugas. Esto se repite hasta obtener el número deseado de capas para una aplicación específica, preferiblemente entre 2 y 10 capas. La ICL tiene calidad de lateralidad de su estado tubular original: una superficie mucosa interna que ve hacia el lumen intestinal en el estado nativo y una superficie serosal externa opuesta que ve hacia el ablumen. Se ha descubierto que estas superficies tienen características que pueden afectar el desempeño posterior a la operación de la prótesis, pero que pueden ser niveladas para un desempeño mejorado del dispositivo. Actualmente, con el uso de dispositivos sintéticos, en la formación de adhesiones puede ser necesario volver a operar para liberar las adhesiones del tejido circundante. En la formación de una prótesis de parche pericárdico o reconstrucción de hernia que tiene dos capas de ICL, se prefiere que la región de unión de las dos capas sea entre las superficies serosales, como las superficies mucosas han demostrado que tiene una. capacidad de resistencia a la formación de adhesiones posteriores a la operación después de la implantación. En otras modalidades, se prefiere que una superficie de la prótesis del parche de ICL no sea adhesiva y que la otra superficie tenga una afinidad para adherirse al tejido hospedero. En este caso, la prótesis tendrá una superficie mucosa y la otra superficie serosa. En otra modalidad, se prefiere que las superficies opuestas puedan crear adhesión para hacer crecer tejidos que hagan contacto por los dos lados, de esta manera, la prótesis tendrá superficies serosales en ambos lados de la construcción. Debido a que únicamente las dos láminas externas potencialmente hacen contacto con otras estructuras corporales cuando se implantan, la orientación de las capas internas, si la construcción comprende más de dos, es de menor importancia ya que probablemente no contribuirán a la formación de adhesiones posteriores a la operación. Después de formar el número deseado de capas de láminas de ICL, se unen mediante deshidratación. Aunque no se desea estar limitado por la teoría, la deshidratación produce componentes de matriz extracelulares, como fibras de colágeno, en las capas juntas cuando se retira el agua entre las fibras o la matriz. Las capas pueden deshidratarse, ya sea abiertas hacia el primer elemento de soporte o, entre el primer elemento de soporte y el segundo elemento de soporte, de manera que una segunda lámina de policarbonato, colocada antes de secar sobre la capa superior de ICL y sujetada al primer elemento de soporte mantenga todas las capas en una disposición plana juntas con o sin una pequeña cantidad de presión. Para facilitar la deshidratación, el elemento de soporte puede ser poroso para permitir que el aire y la humedad pasen a través de éste hacia las capas en deshidratación. Las capas pueden secarse en aire, al vacío, o por medios químicos como por acetonas o un alcohol como alcohol etílico o alcohol isopropílico. La deshidratación puede llevarse a cabo a una humedad ambiente, con una humedad relativa entre cerca de 10% a cerca de 20%, o menos o cerca de 10% a cerca de 20% p/p de humedad, o menos. La deshidratación puede llevarse a cabo fácilmente angulando el marco que sostienen la lámina de policarbonato y las capas de ICL hasta que vean hacia el flujo de aire entrante de la campana de flujo laminar durante por lo menos cerca de 1 hora hasta 24 horas a temperatura ambiente, a aproximadamente 20°C, y con humedad ambiental. Aunque no es necesario, en la modalidad que se prefiere, las capas deshidratadas se vuelven a hidratar antes de realizar el entrelazado. Las capas deshidratadas de ICL se separan del elemento de soporte poroso juntas y se vuelven a hidratar en un agente de rehidratación acuoso, preferiblemente agua, transfiriéndolas hacia un contenedor que contienen un agente de rehidratación acuoso durante por lo menos cerca de 10 a cerca de 15 minutos a una temperatura entre cerca de 4°C a cerca de 20°C para volver a hidratar las capas sin separarlas o deslaminarlas. Las capas unidas vueltas a hidratar entonces se entrelazan mediante contacto de ICL en capas con un agente de entrelazamiento, preferiblemente un agente de entrelazamiento químico que conserva la capacidad de biorremodelación del material de ICL. Como se mencionó en párrafos anteriores, la deshidratación produce los componentes de matriz extracelular de las capas de ICL adyacentes juntas y entrelazando aquellas capas se forman uniones químicas entre los componentes para unir las capas. El entrelazamiento del dispositivo de prótesis unido también provee resistencia y durabilidad al dispositivo para mejorar las propiedades de manejo. Diversos tipos de agentes de entrelazamiento se conocen en la técnica y pueden usarse como ribosa y otros azucares, agentes oxidantes y métodos deshidrotérmicos (DHT). Un agente de entrelazamiento que se prefiere es clorhidrato de 1-etil-3-(3-dimetilaminopropil)carbodiimida (EDC). En otro método que se prefiere se añade sulfo-N-hidroxisuccinimida al agente de entrelazamiento EDC como lo describe Staros, J.V., Biochem. 21 , 3950-3955, 1982. Además de los agentes de entrelazamiento químicos, las capas pueden unirse con pegamentos basados en fibrina o adhesivos de grado médico como poliuretano, vinilacetato o poliepoxi. En el método que se prefiere principalmente, el EDC se solubiliza en agua en una concentración preferiblemente entre cerca de 0.1 mM a cerca de 100 mM, muy preferiblemente entre cerca de 1.0 mM a cerca de 10 mM, muy preferiblemente cerca de 1.0 mM. Además de agua, puede usarse una solución salina con regulación de pH de fosfato o un regulador de pH (ácido2-[N-morfolinojetansulfónico) (MES) para disolver el EDC. Otros agentes pueden añadirse a la solución, como acetona o un alcohol, hasta 99% v/v en agua, típicamente 50%, para hacer el entrelazamiento más uniforme y eficiente. Estos agentes eliminan el agua de las capas para hacer que las fibras de la matriz se unan para promover el entrelazamiento entre dichas fibras. La relación de estos agentes a agua en el agente de entrelazamiento también pueden usarse para regular el entrelazamiento. La solución de entrelazamiento de EDC se prepara inmediatamente antes de usar, ya que el EDC perderá su actividad al paso del tiempo. Para que el agente de entrelazamiento haga contacto con la ICL, las capas hidratadas, unidas de ICL se transfieren a un contenedor como un crisol poco profundo y el agente de entrelazamiento se decanta suavemente hacia el crisol asegurando que las capas de ICL se cubran ambas y floten libremente y que no existan burbujas de aire bajo o dentro de las capas de las construcciones de ICL. El contenedor se cubre y se permite que las capas de ICL se entrelacen de cerca de 4 a cerca de 24 horas, muy preferiblemente entre 8 a cerca de 16 horas a una temperatura entre cerca de 4°C a cerca de 20°C. El entrelazamiento puede regularse con temperatura: a temperaturas menores, el entrelazamiento es más efectivo y la reacción se hace más lenta; a temperaturas más altas, el entrelazamiento es menos efectivo y el EDC es menos estable. Después del entrelazamiento, el agente de entrelazamiento se decanta y se separa y las construcciones se enjuagan en el crisol haciendo que tengan contacto con un agente de enjuague para retirar el agente de entrelazamiento residual. Un agente de enjuague que se prefiere es agua u otra solución acuosa. Preferiblemente, se logra un enjuague suficiente haciendo que la construcción unida químicamente haga contacto tres veces con volúmenes ¡guales de agua estéril durante cerca de 5 minutos para cada enjuague. Usando un escalpelo o regla, las construcciones se cortan al tamaño deseado; un tamaño útil es de cerca de 15.2 cm2, pero cualquier tamaño puede prepararse y usarse para injertar al paciente. Las construcciones se esterilizan después de manera terminal utilizando medios conocidos en la técnica de esterilización de dispositivos médicos. Un método preferido de esterilización es haciendo que las construcciones hagan contacto con ácido peracético (PA) estéril al 0.1 % neutralizado con una cantidad suficiente de hidróxido de sodio (NaOH) 10 N, de conformidad con la patente de E.U.A. No. 5,460,962, la descripción de la cual se incorpora a la presente. La descontaminación se realiza en un contenedor sobre una plataforma de agitación, tal como contenedores de 1 L Nalge, durante aproximadamente 18 ± 2 horas. Las construcciones se enjuagan después haciendo que tengan contacto con tres volúmenes de agua estéril durante 10 minutos en cada enjuague. Otro medio de esterilización es mediante irradiación gamma. Las construcciones se empacan en contenedores fabricados de material adecuado para irradiación gamma y se sellan utilizando un sellador al vacío, los cuales a su vez se colocan en bolsas herméticas para irradiación gamma entre 25.0 y 35.0 kGy. La irradiación gamma de manera importante, pero no perjudicial, disminuye el módulo de Young y la temperatura de encogimiento. Las propiedades mecánicas después de la irradiación gamma aun son suficientes para uso en una escala de aplicaciones y la irradiación gamma es un medio preferido para la esterilización, ya que se utiliza ampliamente en el campo de dispositivos médicos de implante. En otra modalidad aun más preferida, después que la ICL se vuelve a formar en una construcción para reparación o reemplazo de tejido, puede poblarse con células para formar una construcción de tejido celular que comprende capas unidas de ICL y células cultivadas. Las construcciones de tejido celular pueden formarse para simular los órganos que van a ser reparados o reemplazados. Los cultivos celulares se establecen de fuentes de tejido de mamífero desasociando el tejido o mediante método de explante. Los cultivos primarios se establecen y se crioconservan en bancos de células maestras y dichas porciones del banco se descongelan, siembran y subcultivan para expandir el número de células. Para poblar una construcción de ICL acelular con células, la construcción se coloca en una placa de cultivo o matraz y se pone en contacto por inmersión en medios que contienen células suspendidas. Debido a que el colágeno es una sustancia natural para adhesión de células, las células se unen a la construcción de ICL y proliferan sobre y en la matriz colagenosa de la construcción. Los tipos de células preferidos para usarse en la ¡nvención se derivan de mesénquima. Los tipos de células por los que se tiene mayor preferencia son fibroblastos, células de estroma, y otras células de tejido conectivo de soporte, o fibroblastos dérmicos de humano. Las cepas de célula de fibroblasto de humano pueden derivarse de un número de fuentes, incluyendo, pero no limitadas a prepucio de macho neonato, dermis, tendones, pulmones, cordones umbilicales, cartílagos, uretra, estroma de cornea, mucosa oral e intestino. Las células humanas pueden incluir pero no se limitan a: fibroblastos, células del músculo liso, condrocitos y otras células de tejido conectivo de origen mesenquimatoso. Se prefiere, pero no es necesario, que el origen de las células que producen matriz utilizadas en la producción de una construcción de tejido se derive de un tipo de tejido que simula o se asemeja después de emplear los métodos de cultivo de la ¡nvención. Por ejemplo, una construcción de lámina de capas múltiples se cultiva con fibroblastos para formar una construcción de tejido conectivo vivo; o mioblastos, para una construcción del sistema músculoesquelético. Más de un tipo de célula puede usarse para poblar una construcción de ICL, por ejemplo, una construcción de ICL tubular puede cultivarse primero con células de músculo liso y después el lumen de la construcción poblado con el primer tipo de célula es cultivado con células endoteliales vasculares como un segundo tipo de célula para formar un dispositivo de reemplazo vascular celular. De manera similar, una prótesis de parche de pared de vejiga urinaria se prepara igualmente sobre construcciones de lámina de ICL de capas múltiples utilizando células de músculo liso como un primer tipo de célula y luego las células endoteliales urinarias como un segundo tipo de célula. Los donadores de células pueden variar en desarrollo y edad. Las células pueden derivarse de tejidos de donantes de embriones, neonatos, o individuos de mayor edad incluyendo adultos. Las células progenitoras embriónicas tales como células madre de mesénquima pueden utilizarse en la invención e inducirse para diferenciar el desarrollo en el tejido deseado. Aunque se prefiere utilizar las células humanas en la invención, las células que pueden utilizarse en el método no se limitan a células de fuentes de humano. Pueden utilizarse las células de otras especies de mamíferos incluyendo, pero no limitadas a fuentes equinas, caninas, porcinas, bovinas, ovinas y murinas. Además, las células genéticamente manipuladas por transfección espontánea, química o viral pueden utilizarse en esta invención. Para aquellas modalidades que incorporan más de un tipo de célula, pueden utilizarse mezclas de células normales y transfectadas o genéticamente modificadas, y mezclas de células de dos o más especies o fuentes de tejido, o ambas. Las células recombinantes o genéticamente manipuladas pueden utilizarse en la producción de una construcción de matriz celular para crear una construcción de tejido que actúa como un injerto de suministro de fármaco para un paciente que necesite niveles incrementados de productos de células naturales o tratamiento con un terapéutico. Las células pueden producir y suministrar al paciente a través de los productos celulares recombinantes de injerto, factores de crecimiento, hormonas, péptidos o proteínas durante una cantidad continua de tiempo, o como sea necesario cuando indiquen biológica, química o térmicamente debido a las condiciones presentes en el paciente. Las células también pueden manipularse genéticamente para expresar proteínas o diferentes tipos de componentes de matriz extracelular que son "normales" pero expresadas a niveles elevados o modificadas en cierta manera para realizar un dispositivo de injerto que comprende matriz extracelular y células vivas que es terapéuticamente útil para curación de heridas, neovascularización facilitada o dirigida mejoradas. Estos procedimientos se conocen generalmente en la técnica, y se describen en Sambrook et al, Molecular Cloning, A Laboratorv Manual, Cold Spring Harbor Press, Cold Spring Harbor, NY (1989), incorporada en la presente como referencia. Todos los tipos de células antes mencionados pueden usarse en la invención para la producción de una construcción de tejido celular formada a partir de una construcción acelular formada de capas de ICL unidas. Las prótesis de la presente invención, que funcionan como sustituto de una parte del cuerpo pueden ser planas, tubulares o de geometría compleja. La forma de la prótesis formada se decidirá de conformidad con el uso para el que fue creada. De esta manera, al formar las capas de unión de la prótesis de la presente invención el elemento de placa de soporte o molde puede hacerse de manera que se acomode a la forma deseada. Las prótesis de capas múltiples planas pueden ser implantadas para reparar, aumentar o reemplazar órganos enfermos o lesionados, como la pared abdominal, pericardio, hernias y otros órganos y estructuras diversa^ incluyendo sin limitarse a hueso, periosteum, perochondrium, disco intervertebral, cartílago articular, dermis, intestino, ligamentos y tendones. Además, las prótesis de capas múltiples planas pueden ser usadas como parche ¡ntracárdico o vascular, o como reemplazo de válvula cardíaca. Las láminas planas también se pueden utilizar para soporte de órgano, por ejemplo, para soportar órganos prolapsados o hipermóviles utilizando la lámina como un cabestrillo para los órganos, tal como vejiga o útero. Las prótesis tubulares se pueden utilizar, por ejemplo, para reemplazar secciones cruzadas de órganos tubulares tal como vasculatura, esófago, tráquea, intestino, y trompas de falopio. Esos órganos tienen una forma básica tubular con una superficie exterior y una superficie luminal interior. Además, las láminas planas y las estructuras tubulares se pueden formar juntas para formar estructuras complejas para reemplazar o aumentar válvulas cardiacas o venosas. Las prótesis de injerto biodiseñadas de la invención se pueden utilizar para reparar o reemplazar estructuras corporales que han sufrido daños o están enfermas en tejido hospedero. Aunque funcionan como una parte de sustituto de una parte del cuerpo o soporte, la prótesis también funciona como una estructura de matriz biorremodelable para el crecimiento interior de células hospederas. "Biorremodelación" se utiliza en la presente para significar la producción de colágeno estructural, vascularización, y repoblación celular mediante el crecimiento interior de células hospederas a una proporción casi igual a la proporción de biodegradación, reformación y reemplazo de los componentes de matriz de la prótesis implantada mediante células hospederas y enzimas. La prótesis de injerto retiene sus características estructurales mientras es remodelada por el hospedero en todo, o sustancialmente todo, el tejido hospedero, y como tal, es funcional como un análogo del tejido que repara o reemplaza. El módulo de Young (MPa) se define como la constante proporcional lineal entre el esfuerzo y la deformación. La resistencia de tensión final (N/mm) es una medida de la resistencia en la prótesis. Ambas de estas propiedades son una función del número de capas de ICL en la prótesis. Cuando se usa como un alojamiento de carga o dispositivo de soporte, debe ser capaz de soportar los esfuerzos de la actividad física durante la fase de cicatrización inicial y a través de la remodelación.

La resistencia de laminación de las regiones de unión se mide usando un aprueba de adherencia. Inmediatamente después del implante quirúrgico es importante que las capas no se separen durante la realización de esfuerzo físico. En estudios en animales, ningún material explantado mostró evidencia alguna de separación de las láminas. Antes de la implantación, la fuerza de adhesión entre dos capas opuestas es de aproximadamente 8 ± 2.1 N/mm para una construcción de capas múltiples entrelazadas de EDC 1 mM. La temperatura de encogimiento (°C) es un indicador del grado de entrelazamiento de la matriz. A mayor temperatura de encogimiento, mayor cantidad de material entrecruzado. La ICL irradiada con rayos gamma, no entrecruzada tiene una temperatura de encogimiento de cerca de 60.5±1.0. En la modalidad que se prefiere, una prótesis entrecruzada de EDC preferiblemente tendrá una temperatura de encogimiento entre cerca de 64.0±0.2°C a cerca de 72.5±1.1 °C para dispositivos que están entrelazados en EDC 1 mM a cerca de EDC 100 mM en acetona al 50%, respectivamente. Las propiedades mecánicas incluyen integridad mecánica de manera que la prótesis resiste la deformación durante la biorremodelación, y adicionalmente es dúctil y suturable. El término "dúctil" significa buenas propiedades de manejo para facilidad de uso clínico. El término "suturable" significa que las propiedades mecánicas de la capa incluyen retención de sutura, lo cual permite que pasen agujas y materiales de sutura a través del material de prótesis en el momento de suturar la prótesis a secciones de tejido original. Durante la suturación, dicha prótesis no se debe desgarrar como resultado de las fuerzas de tensión aplicadas a las mismas por la sutura y no se debe desgarrar cuando la sutura es anudada. La capacidad de suturación de la prótesis, es decir, la capacidad de la prótesis de resistir desgarramiento mientras es suturada, se relaciona con la resistencia mecánica intrínseca del material de prótesis, el grosor del injerto, la tensión aplicada a la sutura, y la velocidad a la cual el nudo se jala para cerrarse. La retención de sutura para una prótesis altamente entrelazada de 6 capas planas en EDC 100 mM y acetona al 50% es de alrededor de 6.7 ± 1.6 N. La retención de sutura para una prótesis entrelazada de 2 capas en EDC 1mM en agua es de aproximadamente 3.7 N ± 0.5 N. La fuerza de retención más baja preferida es de aproximadamente 2 N para una- prótesis de 2 capas planas entrelazada, ya que la fuerza que aplica el cirujano cuando sutura es de aproximadamente 1.8 N. Como se utiliza en la presente, el término "no deformable" significa que las propiedades mecánicas de la prótesis imparten durabilidad de manera que la prótesis no se estira, extiende o se expande más allá de límites normales después de implantación. Como se describe a continuación, el estiramiento total de la prótesis implantada de esta invención está dentro de límites aceptables. La prótesis de esta ¡nvención adquiere una resistencia al estiramiento como una función de biorremodelación celular posterior a la implantación mediante reemplazo de colágeno estructural por células hospederas a una velocidad más rápida que la pérdida de resistencia mecánica de los materiales implantados debido a biod gradación y remodelación.

El material de tejido procesado de la presente invención es "semipermeable", aunque ha sido formado en capas y unido. La semipermeabilidad permite el crecimiento interior de células hospederas para remodelación o para deposición de agentes y componentes que afectarían la capacidad de biorremodelación, el crecimiento interior de células, la prevención o promoción de adhesión, o el flujo sanguíneo. La calidad "no porosa" de la prótesis evita el paso de fluidos diseñados para ser retenidos por la implantación de la prótesis. Por el contrario, se puede formar poros en la prótesis si se requiere una calidad porosa o perforada para una aplicación de la prótesis. La integridad mecánica de la prótesis de esta invención también está en su capacidad para drapearse o plegarse, así como la capacidad para cortar o recortar la prótesis obteniendo un borde limpio sin separación de la láminas o desgaste de los bordes de la construcción. Los siguientes ejemplos se proveen para explicar mejor la práctica de la presente invención y no se deben interpretar en ninguna manera para limitar el alcance de la presente invención. Se apreciará que el diseño de dispositivo en su composición, forma y espesor se debe seleccionar dependiendo de la indicación final para la construcción. Aquellos expertos en la técnica reconocerán que se pueden hacer varias modificaciones a los métodos descritos en la presente sin apartarse del espíritu y alcance de la presente invención.

EJEMPLOS EJEMPLO 1 Limpieza química de intestino delgado porcino mecánicamente limpio.

El intestino delgado de un cerdo se cosechó y se desprendió mecánicamente, utilizando una máquina de limpieza de intestinos Bitterling (Nottingham, Inglaterra) la cual remueve mediante fuerza la grasa, músculo y capas mucosas de la túnica submucosa utilizando una combinación de acción mecánica y lavado utilizando agua. La acción mecánica se puede describir como una serie de rodillos que comprimen y desprenden las capas sucesivas de la túnica submucosa cuando el intestino intacto corre entre ellos. La túnica submucosa del intestino delgado es comparativamente más dura y rígida que el tejido que la rodea, y los rodillos exprimen los componentes blandos de la submucosa. El resultado de la limpieza a máquina fue tal que la capa submucosa del intestino fue lo único que permaneció. El resto del procedimiento, limpieza química de conformidad con la solicitud de PCT internacional No. WO 98/49969 de Abraham, et al., se realizó bajo condiciones asépticas y a temperatura ambiente. Las soluciones químicas se utilizaron todas a temperatura ambiente. El intestino se cortó longitudinalmente hasta el lumen y después se cortó en secciones de 15 cm. El material se pesó y colocó en contenedores a una relación de 100:1 v/v de solución a material intestinal.

A. A cada contenedor que contenía intestino se añadió aproximadamente 1 I de solución de sal de tetrasodio etilendiamintetracético (EDTA) de 100 mM esterilizada por filtro de 0.22 µm (mieras) /10 mM de solución de hidróxido de sodio (NaOH). Los contenedores se colocaron después en una mesa vibratoria durante 18 horas a 200 rpm. Después de la agitación, la solución de EDTA/NaOH se removió de cada botella. B. A cada contenedor se añadió después aproximadamente 1 I de solución de ácido clorhídrico (HCl) 1 M esterilizada por filtro de 0.22 µm /1 M solución de cloruro de sodio (NaCI). Los contenedores se colocaron después sobre una mesa vibratoria durante 6 a 8 horas a 200 rpm. Después de agitación, la solución de HCI/NaCI se removió de cada contenedor. C. A cada contenedor se añadió después aproximadamente 1 I de solución de cloruro de sodio (NaCI) 1 M esterilizada por filtro de 0.22 µm /10 mM solución salina con regulación de pH de fosfato (PBS). Los contenedores se colocaron después sobre una mesa vibratoria durante aproximadamente 18 horas a 200 rpm. Después de la agitación, la solución de NaCI/PBS se removió de cada contenedor. D. A cada contenedor se añadió después aproximadamente 1 I de solución de PBS 10 mM esterilizada por filtro de 0.22 µm. Los contenedores se colocaron después sobre una mesa vibratoria durante 2 horas a 200 rpm. Después de la agitación, la solución salina con regulación de pH de fosfato se removió de cada contenedor.

E. Finalmente, a cada contenedor se añadió aproximadamente 1 I de agua esterilizada por filtro de 0.22 µm. Los contenedores se colocaron después sobre una mesa vibratoria durante 1 hora a 200 rpm. Después de agitación, el agua se removió de cada contenedor. Las muestras de ICL procesadas se cortaron y se fijaron para análisis histológicos. La tinción de hematoxilina y eosina (H&E) y la de tricromo de Masson se realizó sobre muestras en sección transversal y en sección longitudinal de los tejidos de control y los tratados. Las muestras de ICL procesadas aparecieron libres de células y desechos celulares mientras que las muestras de control no tratadas aparecieron normalmente y como se esperaba muy celulares.

EJEMPLO 2 Estudio comparativo de otros tratamientos de limpieza para tejido colagenoso Otros métodos para desinfectar y esterilizar tejidos colagenosos que se describen en la patente de E.U.A. No. 5,560,962 a Kemp se compararon a métodos similares descritos por Cook, et al. en la solicitud Internacional PCT WO 98/22158. Los ejemplos 1 , 2 y 3 de Kemp, se hicieron además de un método de ácido peracético sin regulación de pH.

Intestinos delgados fueron cosechados de 4 cerdos grandes. Los intestinos se obtuvieron, se desprendió la capa exterior mesentérica, y los intestinos se enjuagaron con agua. El estudio incluyó siete condiciones: la condición A se realizó de conformidad con la descripción del ejemplo 1 en Cook, et al. de la solicitud Internacional PCT WO 98/22158. La condición B fue una variación de A en que el material intestinal se limpió mecánicamente antes de utilizar el tratamiento químico descrito. Las condiciones C, D, y E se realizaron de acuerdo con los métodos de los ejemplos 1 , 2 y 3 de la patente de E.U.A. No. 5,460,962 a Kemp. En todas las condiciones, se utilizó una relación de 10 a 1 de solución a material, es decir, 100 g de material de tejido se trata con 1 I de solución. A. Material de cada uno de los 4 intestinos se colocó en botellas separadas (n=5) que contienen un litro de solución de ácido peracético al 0.2% en etanol al 5% (pH 2.56) y se agitaron sobre una plataforma de agitación. Después de 2 horas de agitación, la condición A se limpió mecánicamente sobre la máquina para limpieza de intestinos Bitterling. Para las otras 6 condiciones, de B a G, el intestino se limpió mecánicamente utilizando la máquina para limpieza de intestinos Bitterling antes del tratamiento químico. Después de la limpieza mecánica, piezas representativas de los 4 intestinos se colocaron en botellas conteniendo solución para tratamiento químico. Las botellas se agitaron durante 18 + 2 horas sobre una plataforma. Las 6 condiciones restantes, de B a G, fueron como se indica: B. Una solución de un litro de ácido peracético al 0.2% en etanol al 5% (pH 2.56) (n=5). C. Una solución de un litro de ácido peracético al 0.1 % en solución salina con regulación de pH de fosfato (pH 7.2) (n=3). D. Una solución de un litro de ácido peracético al 0.1 % y cloruro de sodio (NaCI) 1 M (pH 7.2) (n=3). E. Una solución de un litro de ácido peracético al 0.1% y NaCI 1 M (pH 2.9) (n=3). F. Una solución de un litro de soluciones para "limpieza química" como se mencionó anteriormente en el ejemplo 1 (n=4). G. Una solución de un litro de ácido peracético al 0.1 % en agua desionizada, con regulación de pH 7.0 (n=2). Después de los tratamientos químico y mecánico, todas las condiciones se enjuagaron un total de 4 veces con agua purificada estéril filtrada. El material tratado mecánicamente y químicamente se tiñó ampliamente para examinar el desecho celular con la hematoxilina de Mayer. La evaluación morfológica incluyó técnicas de tinción de Hematoxilina y Eosina, Tricromo de Masson, y Rojo de Alizarin. Los resultados histológicos de varios tratamientos muestran que el método de la condición A rindió un material donde fue difícil remover las capas mucosas sobre Bitterling después de tratamiento químico. El material tuvo que ser corrido a través de Bitterling aproximadamente 10-12 veces extras. El material estuvo muy hinchado primero y tuvo una cantidad significativamente grande de desecho celular sobre la superficie y en la vasculatura del material. El método de la condición B también estuvo muy hinchado y también demostró una cantidad significativamente grande de desecho celular sobre la superficie y en la vasculatura del material. Los métodos de las condiciones C y D rindieron material no hinchado que tiene desecho celular mínimo en la vasculatura. La condición E rindió un material que estuvo ligeramente hinchado y contuvo mínimo desecho celular en la vasculatura. Un equipo de aislamiento de ADN/ARN (Amersham Life Sciences) se utilizó para cuantificar el ADN/ARN residual contenido en los tejidos limpios. Los resultados se resumen en el cuadro 1.

Los análisis morfológicos se correlacionan con la cuantificación de ADN/ARN para mostrar que los regímenes de limpieza de las condiciones A y B resultan en una matriz de tejido colagenoso que permanece altamente celular y que contiene ADN residual como resultado. Los métodos de limpieza de Kemp son mucho más efectivos para la remoción de células y desechos celulares de matrices de tejido colagenoso. Finalmente, el método de limpieza química de la condición F, descrito en la solicitud Internacional PCT No. WO 98/49969 a Abraham, et al. y descrito en el ejemplo 1 , anterior, remueve todas las células y desechos celulares y su ADN/ARN a un nivel no perceptible mediante esos métodos.

EJEMPLO 3 Método para fabricar una construcción de ICL de capas múltiples Una ICL procesada con el método del ejemplo se usó para formar una construcción de varias capas que tiene dos capas de ICL. Una lámina estéril de policarbonato poroso (tamaño de poro del fabricante) se colocó en un campo estéril de una campana de flujo laminar. La ICL se sometió a procedimiento de blott con TEXWIPES (LYM-TECH Scientific, Chicopee, MA) estériles para absorber el exceso de agua del material. El material de ICL se limpió de sus marcas linfáticas del lado abluminal y después se cortó en piezas de cerca de 15.2 cm de largo. Una primera lámina de ICL en limpia se colocó sobre la lámina de policarbonato, la superficie mucosal hacia abajo, manualmente se retiró cualquier burbuja de aire, dobleces y arrugas. Una segunda lámina de ICL cortada se colocó sobre la parte superior, o lado abluminal de la primera lámina con el lado abluminal de la segunda lámina haciendo contacto con el lado abluminal de la primera lámina, nuevamente de manera manual se retiraron las burbujas de aire, dobleces y arrugas. La lámina de policarbonato con las capas de ICL se ángulo con las capas de ICL viendo hacia el flujo de aire entrante de la campana de flujo laminar. Se permitió que las capas secaran aproximadamente 18 ± 2 horas en la campana a temperatura ambiente, aproximadamente 20°C.

Las capas secas de ICL se separaron de la lámina de policarbonato juntas sin separar o deslaminarlas y se transfirieron a un baño de agua a temperatura ambiente durante cerca de 15 minutos para hidratar las capas. La solución de entrelazamiento químico de EDCIOOmM /Acetona al 50% se preparó inmediatamente antes del entrelazamiento, ya que EDC perderá su actividad con el paso del tiempo. Las capas hidratadas se transfirieron a un crisol poco profundo y el agente de entrelazamiento se decantó hacia el crisol para asegurar que las capas se cubrieran ambas y flotarán libremente y que no existieran burbujas de aire bajo o dentro de las construcciones. El crisol se cubrió y permitió que asentará durante aproximadamente 18 ± 2 horas en una campana fumante. La solución de entrelazamiento se decantó y se desechó. Las construcciones se enjuagaron en el crisol tres veces con agua estéril durante cerca de 5 minutos para cada enjuague. Usando un escalpelo o regla, las construcciones se cortaron al tamaño deseado. Las construcciones de descontaminaron con un tratamiento de ácido peracético (PA) al 1 % estéril neutralizado con hidróxido de sodio 10N NaOH de conformidad con la patente de E.U.A. 5,460,962, la descripción de la cual se incorpora a la presente. Las construcciones se descontaminaron en contenedores Nalge de 1 litro en una plataforma de agitación durante cerca de 18 ± 2 horas. Las construcciones entonces se enjuagaron con tres volúmenes de agua estéril durante 10 minutos, cada enjuague y actividad de PA se monitoreó mediante prueba de tira de Minncare para asegurar la remoción de las construcciones.

Las construcciones entonces se empaquetaron en bolsas plásticas usando un sellador al vacío que, en su momento, se colocaron en bolsas herméticas para una irradiación gamma entre 25.0 y 35.0 kGy.

EJEMPLO 4 Estudios de implantación usando construcciones de ICL de varias capas Se usaron conejos blancos de Nueva Zelanda para realizar un análisis in vivo y todos los procedimientos se realizaron de conformidad con los lineamientos del Comité del uso y cuidado animal (ACUC, por sus siglas en inglés). Se provocó un defecto de espesor total de aproximadamente 5 cm a través del músculo rectus abdominis en cada animal y posteriormente se reparó con una prótesis de parche de 6 capas. Los parches se retiraron a los 30, 66, 99 y 180 días posteriores al implante. Fueron sacrificados tres conejos en cada punto temporal y se examinaron para obtener cualquier evidencia de formación de hernia, inflamación, infección o adhesiones. Los parches retirados se fijaron en formalina y se tiñeron con hematoxilina y eosina o alizarina roja para realizar una evaluación histológica de infiltración celular, respuesta inflamatoria y calcificación. En algunos casos, los parches que no se fijaron se evaluaron para determinar el efecto de la implantación en las características mecánicas usando un análisis MTS uniaxial. Todos los animales presentaron un curso postoperatorio sin eventos importantes sin inflamación, formación de hernias o hinchazón en el sitio de reparación de la pared abdominal. Al momento del explante, la superficie interna del parche se cubrió con una capa de tejido auxiliar que aparentemente era continúo con el parietal peritoneum. En un animal explantado después de 30 días, se observó un grado de adhesión en las visceras abdominales explantadas y se asociaron con la línea de sutura en lugar del implante mismo. La neovascularización de la superficie peritoneal de los parches se observó en todos los puntos temporales. En los siguientes 30 días, la superficie peritoneal del parche se cubrió con mesotelio. Células inflamatorias típicas de una respuesta corporal extraña se presentaron en el explante, sin embargo se observaron principalmente en la periferia del parche. Las células inflamatorias consistieron principalmente en macrófagos y células gigantes multinucleadas con menor cantidad de linfocitos, etorófilos y fibroblastos. Después de la implantación de 66 días, la histología fue similar, pero con una menor cantidad de células inflamatorias. Además los parches habían comenzado a incorporarse al tejido de la pared abdominal nativo. En los días 99 y 180, la infiltración de fibroblastos hospederos fue evidente mediante la tinción por hematoxilina y eosina y por la tinción tricromática de Masson. La tinción de alizarina roja para el calcio mostró que no había evidencia de calcificación en el material del parche. Pequeñas áreas focales de calcificación se asociaron con el material de sutura. Se realizó una prueba mecánica al momento del explante para determinar la fuerza de tensión final (UTS) de la construcción. Brevemente, el tejido se retiró dejando aproximadamente 2.5 cm de tejido circundante desde los bordes la construcción. El tejido circundante en los extremos opuestos de la construcción entonces se sujetó y se jaló hasta que fallara en una tensión uniaxial de en una tasa de esfuerzo constante de 0.013 s"1 usando un sistema de prueba MTS servohidráulico con programa de cómputo TestStar-SX. El UTS entonces se calculó desde la fuerza pico. Todas las fallas se presentaron dentro de la región de tejido y especímenes de prueba, sugiriendo que la construcción fue igual o más fuerte que el tejido circundante, se integró adecuadamente en el tejido circundante, y mantuvo una resistencia suficiente en su desempeño como parche de reparación de hernia. La combinación de las propiedades mecánicas y potenciales para una buena integración en el tejido hospedero hacen de la ICL un material adecuado para la reparación de tejido blando. Estos estudios han demostrado que la formación de adhesiones es mínima y no existe una indicación de calcificación en los parches. Los análisis preliminares de las características mecánicas sugieren que esta construcción de colágeno puede mantener la resistencia necesaria mientras remodela y se incorpora en el tejido circundante. Esta capacidad del parche para remodelar provee una ventaja sobre los materiales prostáticos que no se integran adecuadamente al tejido circundante.

EJEMPLO 5 Técnicas de prueba mecánica v propiedades de la prótesis de ICL de varias capas Las modalidades que se prefieren de las construcciones del parche de ICL de capas múltiples formadas por el método del ejemplo 3, incluyendo la irradiación gamma se probaron. Las construcciones de 2, 4 y 6 capas de ICL entrelazada con EDC 100 mM en acetona al 50% (100/50) y construcciones de 6 capas con entrelazamiento con EDC7 mM /acetona al 90% v/v en agua (7/90) y EDC 1 mM en agua (1/0) se evaluaron con diversas medidas. Los resultados se resumen en el cuadro 2. La prueba de falla de tensión se realizó un sistema de prueba MTS servohidráulico con un programa de computo de TestStar-SX. Se colocaron tiras de 1.25 cm de ancho y se jalaron hasta la falla en una tensión uniaxial con una tasa de esfuerzo constante de 0.013 s"1. La inclinación de la región lineal (EY) y la fuerza de tensión final (UTS) se calcularon a partir de las curvas de esfuerzo-deformación. La fuerza de adhesión entre las capas se probó usando un protocolo estándar para la prueba de adhesivos (ASTM D1876-95). La fuerza de adhesión es la fuerza promedio que se requiere para separar dos capas de ICL laminadas a una velocidad constante de 0.5 cm/segundos. Un calorímetro de escudriñamiento diferencial se usó para medir el flujo de calor hacia y desde una muestra bajo condiciones térmicamente controladas. La temperatura de encogimiento se definió como la temperatura de inicio en el pico de desnaturalización en la gráfica de temperatura-energía. La retención de sutura no se realizó en las construcciones de 2 o 4 capas entrelazadas en EDC 100 mM y acetona al 50% ya que la retención de sutura (3.7N + 0.5 N) para una construcción de 2 capas entrelazadas en EDC 1 mM y sin acetona (entrelazamiento mucho menor) fue bueno sobre la especificación mínima 2 N. La fuerza de laminación entre las capas de ICL y la temperatura de encogimiento dependen de la concentración de entrelazamiento y la adición de acetona en lugar del número de capas en una construcción.

CUADRO 2 Aunque la invención que se describe ha sido descrita en detalle a manera de ilustración y ejemplo para propósitos de claridad y comprensión, será obvio para un experto en la técnica que ciertos cambios y modificaciones se pueden practicar dentro del alcance de las reivindicaciones que se anexan.

Claims (8)

NOVEDAD DE LA INVENCIÓN REIVINDICACIONES

1.- Una prótesis que comprende dos o más capas unidas químicamente sobreimpuestas de un material de tejido procesado que, cuando se implanta en un paciente mamífero, se somete a la biodegradación controlada que se presenta con el remplazo de células vivas adecuadas, de manera que la prótesis implantada original se remodela por las células vivas del paciente.

2.- Una prótesis que comprende dos o más capas unidas químicamente sobreimpuestas.. de túnica submucosa procesada del intestino delgado que, al implantarse en un paciente mamífero, se somete a una biodegradación controlada que se presenta por el reemplazo de células vivas adecuado de manera que la prótesis implantada original se remodela _por las células vivas del paciente.

3.- La prótesis de conformidad con la reivindicación 2, caracterizada además porque dicha prótesis está unida químicamente con el agente de entrelazamiento clorhidrato de 1-etil-3-(3-dimetilaminopropil) carbodiimida.

4.- El método para preparar una prótesis que tiene dos o más capas unidas sobreimpuestas de una matriz de tejido procesada, que comprende: a) formar capas de dos o más láminas de capas de tejido procesado hidratado; b) deshidratar dichas capas de tejido para adherir las capas juntas; c) entrelazar dichas capas de tejido con un agente de entrelazamiento para unir las capas; y, d) enjuagar dichas capas para eliminar el agente de entrelazamiento; en donde dichas prótesis formadas de esta manera al implantarse en una paciente mamífero, se someten a una biodegradación controlada que se presenta con el reemplazo adecuado de células vivas de manera que la prótesis implantada original se remodela por las células vivas del paciente.

5.- El método de conformidad con la reivindicación 4, caracterizado además porque dicha matriz de tejido procesado se deriva de la túnica submucosa de intestino delgad©.

6.- El método de conformidad con la reivindicación 5, caracterizado además porque la túnica submucosa es esencialmente colágeno telopéptido acelular.

7.- Un método para reparar o reemplazar un tejido dañado que comprende la implantación de una prótesis en un paciente que comprende dos o más capas unidas sobreimpuestas de material de colágeno que, al implantarse en una paciente mamífero, se somete a una biodegradación controlada que se presenta con el remplazo adecuado de células vivas, de manera que la prótesis implantada original se remodela por las células vivas del paciente.

8.- El método de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado además porque la prótesis es un parche de reparación de hernia, un parche pericárdico, un cabestrillo de vejiga, un cabestrillo de útero, un parche intracárdico, un reemplazo de válvula cardiaca o un parche vascular.