MXPA00012064A - Protesis de injerto tubular biodisenadas. - Google Patents

Abstract

La invencion esta dirigida a protesis de injerto tubular biodisenada preparada a partir de material de tejido limpio derivado de fuentes animales; las protesis de injerto biodisenadas de la invencion se preparan utilizando metodos que conservan la compatibilidad, resistencia, y capacidad de biorremodelacion celular de la matriz de tejido procesado; la protesis de injerto biodisenada se utiliza para implantacion, reparacion, o para utilizarse en un mamifero hospedero.

Description

CAMPO DE LA INVENCION Esta invención está en el campo de tejido biodiseñado. La invención 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 célula de la matriz de tejido. Las prótesis de injerto bíodiseñadas se utilizan para implante, reparación, o para uso en un hospedero mamífero.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS ANTECEDENTES DE LA INVENCION El campo de bioingeníería 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 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 mayoría de la materia orgánica de la piel, tendones, huesos, y dientes y ocurre 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 capacidad de intercambio de iones; su baja antigenicidad, debido en parte a encubrimiento de determinantes antigénicos potenciales mediante la estructura de hélice; y su baja extensibilidad, semipermeabilidad, y solubilidad. Además, el colágeno es una sustancia natural para adhesión celular. Esas propiedades y otras hacen al colágeno un material adecuado para ingeniería de tejido y fabricación de sustitutos biológicos implantables y prótesis bioremodelables. Los métodos para obtener tejido colagenoso y estructuras de tejido a partir de tejido de mamífero explantado y los procedimientos para construir prótesis a partir de tejido, han sido investigados ampliamente para reparación quirúrgica o para reemplazo de tejido u órgano. Es todavía un objetivo continuo de los investigadores desarrollar prótesis que se puedan utilizar de manera exitosa para reemplazar o reparar tejido de mamífero.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCION Los materiales colagenosos derivados biológicamente tales como submucosa intestinal han sido propuestos por muchos investigadores para utilizarse en reparación o reemplazo de tejido. Se describen métodos para el procesamiento mecánico y químico del yeyuno proximal de porcino para generar una sola capa acelular de colágeno intestinal (ICL) que se puede utilizar para formar unidades laminares 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 y es capaz de integrarse en el tejido original que rodea e infiltrarse con células hospedero. 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 INVENCION 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 parte corporal o estructura de tejido, y padecerá biodegradación controlada que ocurre de manera concomitante con la remodelación mediante las células del hospedero. Las prótesis de esta invención, cuando se utilizan como un tejido de reemplazo, tienen de esta manera propiedades dobles: primera, funciona como una parte de sustituto corporal, y segunda, mientras aún funciona como una parte de sustituto corporal, funciona como un patrón de remodelación para el crecimiento interior de células hospedero. Con el fin de lograr esto, el matepal 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 u a otra matriz de tejido procesada para formar una prótesis para injerto a un paciente. La invención está dirigida a métodos para fabricar prótesis de tejido diseñada a partir de material de tejido limpio en donde los métodos no requieren adhesivos, suturas, o grapas para unir las capas juntas mientras se mantiene la capacidad de biorremodelación de la prótesis. Los términos "matriz de tejido procesada" y "material de tejido procesado", significan tejido celular normalmente original que ha sido procurado a partir de una fuente animal, preferiblemente un mamífero, y limpiado de manera mecánica de tejidos auxiliares y limpiado químicamente de células, desechos celulares, y se ha vuelto 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 bíodiseñados de la invención son tejidos anímales que comprenden colágeno, incluyendo, pero no limitado a: intestino, fascia lata, pericardio, dura mater, y otros tejidos de estructuras planas o aplanadas que comprenden una matriz de tejido colagenoso. La estructura plana de esas matrices de tejido las hace capaces de ser fácilmente limpiadas, manipuladas, y ensambladas en una forma para preparar los injertos biodiseñados de la invención. Otras fuentes de tejido colagenoso adecuadas con la misma estructura de lámina 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 intestino delgado son organismos mamíferos tales como humano, vaca, cerdo, oveja, perro, cabra o caballo, aunque el intestino delgado del cerdo es la fuente preferida. 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 capa de colágeno intestinal procesada, se extrae el intestino delgado de un cerdo 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 que siguen, la túnica submucosa se obtuvo mecánicamente a partir del intestino delgado porcino utilizando una máquina limpiadora de intestino Bitterling y después se limpió químicamente para dar una matriz de tejido limpia. Esta capa de colágeno intestinal químicamente y mecánicamente limpia es referida en la presente como "ICL, por sus siglas en inglés". La ICL procesada es esencialmente colágeno telopéptido acelular, aproximadamente 93% en peso seca, con menos de 5% en peso seco de glicoproteínas, glícosaminoglicanos, proteoglicanos, lípidos, proteínas no colagenosas y ácidos nucleicos tales como ADN y ARN y está sustancialmente libre de células y deshechos celulares. La ICL procesada retiene mucho 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 sueltos que afectarían de forma adversa la capacidad de biorremodelación del colágeno. Adicionalmente, las moléculas de colágeno han retenido sus regiones de telopéptido ya que el tejido no ha padecido tratamiento con enzimas durante el procedimiento de limpieza. Las capas de colágeno del dispositivo prostético pueden ser del mismo material de colágeno, tal como dos o más capas de ICL, o de materiales de colágeno diferentes, tal 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 físicamente 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 reparación de la parte corporal siendo tratada, reparada o reemplazada. Puesto que ICL es el material de partida preferido para la producción de las prótesis de injerto biodiseñadas de la invención, los métodos descritos enseguida son los métodos preferidos para producir prótesis de injerto biodíseñadas que comprenden ICL. En la modalidad más preferida, la túnica submucosa de intestino delgado porcino se utiliza como un material de partida para las prótesis de injerto biodiseñadas de la invención. 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 mucosales 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 más suaves de la submucosa. El resultado de la limpieza a máquina fue tal que la capa submucosal 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 realizado bajo condiciones asépticas a temperatura ambiente. El intestino se corta después longitudinalmente hasta el lumen y después se corta en secciones de láminas de 15 cm2. 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 más preferido, 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 tetrasodica de etilendiamintetracétíco (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 1 M cloruro de sodio (NaCI)/10 mM solución salina regulada de fosfato (PBS): seguido finalmente por un paso de enjuague utilizando agua. Cada paso de tratamiento se lleva a cabo preferiblemente utilizando una plataforma giratoria o de agitación. Después del enjuague, el agua se remueve de cada contenedor y a la ICL se le absorbe el exceso de agua utilizando toallitas absorbentes esterilizadas. En este punto, la ICL se puede almacenar congelada a -80°C a 4°C en regulador de pH de fosfato esterilizado, o secarse hasta que se utilice en la fabricación de una prótesis. Si se va almacenar en seco, las láminas de ICL se aplanan en una superficie tal como una placa plana, preferiblemente una placa o membrana, tal como una lámina de policarbonato rígida, y cualesquier marcas linfáticas del lado abluminal del material se remueve utilizando un escalpelo, y las láminas de ICL se permiten secar en una campana de flujo laminar a temperatura y humedad ambientes. 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 diseñado. Para formar las prótesis de la invención, las construcciones se deben fabricar utilizando un método que conserva la capacidad de biorremodelación del materíal 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 contactar otra lámina o se forman de manera tubular y se envuelven sobre sí mismas. El área de contacto es una región de unión en donde las capas hacen contacto. La región de unión debe ser capaz de soportar suturación y estiramiento mientras está siendo manipulada en la clínica, durante la implantación y en la fase inicial de cicatrización hasta que las células del paciente forman población y de manera subsecuente bioremodelan la prótesis para formar un nuevo tejido. Cuando se utiliza como un conducto o un ducto, la región de unión debe ser capaz de soportar presiones de la materia que contiene o que está pasando, particularmente cuando se utiliza como un injerto vascular bajo las presiones asistólicas y diastólicas del flujo del sistema sanguíneo. En una modalidad preferida, el dispositivo prostético de esta invención es una construcción tubular formada a partir de una sola lámina generalmente rectangular de matriz de tejido procesada. La matriz de tejido procesada se enrolla de manera que un borde coincide y traslapa un borde opuesto. El traslape sirve como una región de unión. Como se utiliza en la presente, "región de unión" significa un área de contacto entre dos o más capas de la misma o de matriz de tejido procesado diferente tratada de tal manera que las capas están sobre impuestas una sobre otra y se sostienen juntas de manera suficiente mediante autolaminación y enlace químico. Por ejemplo, una construcción de lámina de capas múltiples de ICL se utiliza para reparar estructuras de pared corporal tal como parche pericardíaco o un dispositivo de reparación de hernia, se pueden utilizar construcciones tubulares para reparar órganos tubulares que sirven como conductos tal como vasculatura o estructuras de tracto digestivo o se utilizan como un tubo de crecimiento de neurona para guiar la regeneración de nervios. También se pueden implantar para formación de volumen y aumento de tejido. Un número de capas de ICL se puede incorporar en las construcciones para indicaciones de 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. En una modalidad preferida, una lámina de ICL se forma en una prótesis tubular. El tubo de ICL se puede fabricar en varios diámetros, longitudes y número de capas y puede incorporar otros componentes dependiendo de la indicación para su uso. La construcción tubular de ICL se puede utilizar como un injerto vascular. Para esta indicación, el injerto comprende al menos una capa con al menos un traslape de 5% para actuar como una región de unión que forma una costura apretada y la superficie laminar es preferiblemente tratada con heparina o un agente que evita trombosis. Otros medios para evitar trombosis son conocidos en la técnica de fabricación de construcciones vasculares. En otra indicación vascular, la construcción tubular de ICL se puede usar como una endoprótesis (stent) externa en casos en los que los autoinjertos de venas son trasplantados dentro del cuerpo y se desee soporte externo para la vena trasplantada. En otra indicación vascular, la construcción de ICL tubular se forma sobre una endoprótesis de metal para proveer una cubierta para el stent. Cuando se implanta, la ICL beneficia al receptor al proveer una cubierta protectora blanda para el stent, para evitar daño adicional a tejido hospedero durante el despliegue. Las prótesis tubulares de ICL también se pueden utilizar para reparar o reemplazar otras estructuras normalmente tubulares tales como secciones de tracto gastrointestinal, uretra, ductos, etc. También se pueden utilizar en reparación del sistema nervioso cuando se fabrican en un tubo para crecimiento de nervio empacado con componentes de matriz extracelular, factores de crecimiento o células cultivadas. Para formar una construcción tubular, se selecciona un mandril con una medición de diámetro que determinará el diámetro de la construcción formada. El mandril es preferiblemente cilindrico u ovalado en sección transversal y fabricado de vidrio, acero inoxidable o una composición de grado médico no reactiva. El mandril puede ser recto, curvo, en ángulo, puede tener ramificaciones o bifurcaciones, o un número de esas cualidades. El número de capas diseñadas para la construcción tubular que se formará corresponde con el número de veces que una ICL se envuelve alrededor de un mandril y sobre sí misma. El número de veces que la ICL se puede envolver depende del ancho de la lámina de ICL procesada. Para una construcción tubular de dos capas, el ancho de la lámina debe ser suficiente para envolver la lámina alrededor del mandril al menos dos veces. Es preferible que el ancho sea suficiente para envolver la lámina alrededor del mandril el número requerido de veces más un porcentaje adicional como un traslape para servir como una región de unión, entre alrededor de 5% a aproximadamente 20% de la circunferencia del mandril para servir como una región de unión y para formar una costura apretada. De manera similar, la longitud del mandril dictará la longitud del tubo que se puede formar en el mismo. Para facilidad de manejo de la construcción sobre el mandril, el mandril debe ser más largo que la longitud de la construcción de manera que el mandril, y no la construcción que se forma, se pone en contacto cuando se maneja.

La ICL tiene una calidad de lateralidad derivada de su estado tubular original. La ICL tiene dos superficies opuestas: una superficie mucosa que enfrenta el lumen intestinal y una superficie serosa que previamente tuvo tejidos intestinales exteriores adheridos a la misma, tal como mesentería y vasculatura. Se ha descubierto que esas superficies tiene características que pueden afectar el rendimiento post-operativo de la prótesis pero que se pueden apalancar para rendimiento de dispositivo mejorado. En la formación de una construcción tubular para utilizarse como un injerto vascular, se prefiere que la superficie mucosal del material sea la superficie luminal del injerto tubular ciando se forma. El tener la superficie mucosal en contacto con el flujo sanguíneo provee una ventaja ya que tiene algunas propiedades no trombogénicas que se prefieren para evitar la oclusión del injerto cuando ha sido implantado en un paciente. En otras construcciones tubulares, la orientación de ICL en la construcción completa depende del uso pretendido y en dónde se permite o es inaceptable la trombogenicidad o las adherencias. Se prefiere que el mandril esté provisto con una cubierta de un material de goma o látex, elástico, calidad de grado médico, no reactivo, en forma de un manguito. Aunque una construcción tubular de ICL se puede formar directamente sobre la superficie del mandril, el manguito facilita la remoción del tubo formado del mandril y no se adhiere a, reacciona con, o deja residuos sobre la ICL. Para remover la construcción formada, el manguito se puede jalar desde un extremo del mandril para llevar la construcción desde el mandril con el mismo. Debido a que la ICL procesada sólo se adhiere ligeramente al manguito y es más adherente a otras capas de ICL, la fabricación de tubos de ICL se facilita ya que la construcción en forma de tubo se puede remover del mandril sin estirar o tensar de otra manera o arriesgar daño a la construcción. En la modalidad más preferida, el manguito comprende KRATON® (Shell Chemical Company), un hule termoplástico compuesto de copolímeros de estireno-etileno/butileno-estireno con un bloque intermedio saturado muy estable. Para sencillez en ilustración, se forma una construcción tubular de dos capas con un diámetro de 4 mm y un traslape de 10% sobre un mandril que tiene aproximadamente 4 mm de diámetro. El mandril se provee con un manguito de KRATON® aproximadamente tan largo como la longitud del mandril y más largo que la construcción que se formará sobre él. Una cubierta de ICL se corta de manera que la dimensión de ancho es de aproximadamente 28 mm y la dimensión de longitud puede variar dependiendo de la longitud deseada de la construcción. En el campo estéril de un gabinete de flujo laminar, la ICL se forma después en un tubo de colágeno de ICL mediante el siguiente procedimiento. La ICL se humedece a lo largo de un borde y se alinea con el mandril cubierto con manguito y, haciendo palanca con la naturaleza adhesiva de la ICL se "adhiere" en toda la longitud del mandril con cubierta de manguito y se seca en posición durante al menos 10 minutos o más. La ICL en forma de bandera se hidrata después y se envuelve alrededor del mandril y después sobre si misma una vuelta completa más 10% de la circunferencia, para un traslape de 110%, para servir como una región de unión y para proveer una costura apretada. Para obtener una construcción tubular con el lado mucosal de la ICL como el lumen de la construcción formada, el lado mucosal de la ICL se humedece a lo largo de un borde, se adhiere sobre el mandril, y se envuelve de manera que el lado mucosal de la ICL enfrenta al mandril. Para la formación de una construcción tubular de una sola capa, la ICL debe ser capaz de envolverse alrededor del mandril una vuelta completa y al menos aproximadamente un 5% de vuelta adicional como un traslape para proveer una región de unión que es igual a 5% de la circunferencia de la construcción. Para una construcción de dos capas, la ICL debe ser capaz de envolverse. alrededor del mandril al menos dos veces y preferiblemente 5% a 20% adicionales de vuelta como un traslape. Aunque la envoltura de dos capas provee una región de unión de 100% entre las superficies de ICL, el porcentaje adicional para traslape asegura una costura apretada, impermeable. Para una construcción de tres capas, la ICL debe ser capaz de envolverse alrededor del mandril al menos tres veces y preferiblemente 5% a 20% adicionales de vuelta como un traslape. La construcción se pude preparar con cualquier número de capas dependiendo de las especificaciones para un injerto requerido por la indicación diseñada. Típicamente, una construcción tubular tendrá 10 capas o menos, preferiblemente entre 2 a 6 capas y más preferiblemente 2 ó 3 capas con grados variable de traslape. Después de envolverse, cualesquier burbujas de aire, pliegues y dobleces se aplanan por debajo del material y entre las capas.

La ICL se puede enrollar ya sea manualmente o con la asistencia de un aparato que auxilia para tensado uniforme y alisado de burbujas de aire o de agua o crestas que pueden ocurrir bajo el mandril o entre las capas de ICL. El aparato tendría una superficie que el mandril puede contactar a lo largo de su longitud conforme gira para envolver la ICL. Las capas de la ICL envuelta se unen después entre sí al deshidratarlas mientras están en disposición de envoltura sobre el mandril con cubierta de manguito. Aunque no se desea estar limitado por la teoría, la deshidratación une a los componentes de matriz extracelulares, tales como fibras de colágeno, en las capas cuando el agua se remueve de los espacios entre las fibras en la matriz. La deshidratación se puede realizar en aire, en un vacío, o por medios químicos tal como medíante acetona o un alcohol tal como alcohol etílico o alcohol isopropílíco. La deshidratación se puede hacer a humedad ambiente, normalmente entre 10% de humedad relativa a 20% de humedad relativa, o menos; o aproximadamente 10% a 20% en peso de humedad. La deshidratación se puede realizar fácilmente poniendo en ángulo el mandril con las capas de ICL en flujo de aire entrante del gabinete de flujo laminar durante al menos 1 hora hasta 24 horas a temperatura ambiente, aproximadamente 20°C y a humedad ambiente. En este punto, las construcciones de ICL deshidratadas envueltas se pueden desprender del mandril a través del manguito o dejarse para procesamiento adicional. Las construcciones se pueden rehidratar en una solución acuosa, preferiblemente agua, transfiriéndolas a un contenedor a temperatura ambiente que contiene agentes de rehidratación durante al menos 10 a 15 minutos para rehidratar las capas sin separarlas o deslaminarlas. Las construcciones después son entrelazadas entre sí al conectarlas con un agente de entrelazamiento, preferiblemente un agente de entrelazamiento químico que conserva la capacidad de biorremodelación del material de ICL. Como se mencionó anteriormente, la deshidratación une a los componentes de matriz extracelulares de capas de ICL adyacentes para entrelazamiento de esas capas del material envuelto para formar enlaces químicos entre los componentes y de esta manera unir entre sí las capas. De manera alternativa, las construcciones se pueden rehidratar antes del entrelazamiento al ponerlas en contacto con una solución acuosa, preferiblemente agua, transfiriéndolas a un contenedor a temperatura ambiente que contiene agente de rehidratación durante al menos 10 a 15 minutos para rehidratar las capas sin separarlas o deslaminarlas. El entrelazamiento del dispositivo prostético unido también provee resistencia y durabilidad al dispositivo para mejorar las propiedades de manejo. Son conocidos varios tipos de agentes de entrelazamiento en la técnica y se pueden utilizar tales como ribosa y otros azúcares, agentes oxidativos y métodos deshídrotérmicos (DHT). Un agente de entrelazamiento preferido es clorhidrato de 1-etil-3-(3-dimetilaminopropil)carbodiimida (EDC). En otro método preferido se añade sulfo-N-hidroxisuccinimida al agente de entrelazamiento de EDC como se describe por Staros, J.V., Biochem. 21 , 3950-3955, 1982. Aparte de los agentes de entrelazamiento químicos, las capas se pueden unir entre sí por otros medios tales como con gomas basadas en fibrina o adhesivos de grado médico tales como poliuretano, acetato de vinílo o poliepoxi. En el método más preferido, EDC se solubiliza en agua a una concentración preferiblemente de entre 0.1 mM a 100 mM, más preferiblemente entre 1.0 mM a 10 mM, más preferiblemente a 1.0 mM. Además de agua, se puede usare solución salina regulada de fosfato o regulador de pH de ácido (2-[N-morfolino]etanosulfónico) (MES) para disolver el EDC. Además, otros agentes se pueden añadir a la solución tal como acetona o se puede añadir un alcohol hasta 99% v/v en agua para hacer el entrelazamiento más uniforme y eficiente. La solución de entrelazamiento de EDC se prepara inmedíatamejite antes de uso ya que EDC perderá su actividad con el tiempo. Para poner en contacto el agente de entrelazamiento con la ICL, las construcciones hidratadas, unidas de ICL, se transfieren a un contenedor tal como una charola poco profunda y el agente de entrelazamiento se decanta suavemente a la charola asegurando que las capas de ICL estén cubiertas y flotando libremente y que no estén presentes burbujas de aire abajo o dentro de las capas de las construcciones de ICL. La charola se cubre y las capas de ICL se permiten entrelazarse durante entre 4 a 24 + 2 horas después de cuyo tiempo la solución de entrelazamiento es decantada y desechada. Las construcciones se enjuagan en la charola poniéndolas en contacto con un agente de enjuague para remover agente de entrelazamiento residual. Un agente de enjuague preferido es agua u otra solución acuosa.

Preferiblemente, se logra un enjuague suficiente contactando las construcciones unidas químicamente tres veces con volúmenes ¡guales de agua estéril durante cinco minutos para cada enjuague. Sí las construcciones no han sido removidas de los mandriles, se pueden remover en este punto jalando los manguitos de los mandriles. Después se permite que las construcciones se sequen y cuando se secan, el manguito se puede remover del lumen de las construcciones simplemente jalando uno de los extremos libres. En modalidades en donde las construcciones se utilizarán como un injerto vascular, las construcciones se vuelven no trombogénicas aplicando heparina al lumen del tubo formado. La heparina se puede aplicar a la prótesis, mediante una variedad de técnicas bien conocidas. Para ilustración, la heparina se puede aplicar a la prótesis de las siguientes tres formas. Primera, se aplica a la prótesis una solución de heparina de benzalconio y alcohol isopropílico (BA-Hep) llenando verticalmente el lumen o sumergiendo la prótesis en la solución y después secándola al aire. Este procedimiento trata el colágeno con un complejo de BA-Hep de unión iónica. Segunda, EDC se puede utilizar para activar la heparina y después para enlazar de manera covalente la heparina a la fibra de„colágeno. Tercera, EDC se puede utilizar para activar el colágeno, después unir de manera covalente protamina al colágeno y después unir iónicamente heparina a la protamina. Muchos otros procedimientos de recubrimiento, unión y adhesión son bien conocidos en la técnica y también podrían ser utilizados.

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 contactando las construcciones con tratamiento de ácido peracético (PA) estéril al 0.1% neutralizado con una cantidad suficiente de 10 N hidróxido de sodio (NaOH), de acuerdo con 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 contactándolas con tres volúmenes de agua estéril durante 10 minutos cada enjuague. Las construcciones de la invención también se pueden esterilizar por irradiación gamma. Las construcciones se empacan en contenedores fabricados de material adecuado para irradiación gama y se sellan utilizando un sellador al vacío, los cuales a su vez se colocan en bolsas herméticas para irradiación gama entre 25.0 y 35.0 kGy. La irradiación gama de manera significante, pero no perjudicial, disminuye el módulo de Young y la temperatura de encogimiento. Las propiedades mecánicas después de la irradiación gama aun son suficientes para uso en una escala de aplicaciones y gama es un medio preferido para esterilización ya que se utiliza ampliamente en el campo de dispositivos médicos implantables. En otra modalidad preferida, después de que se vuelve a formar la ICL en una construcción para reparación o reemplazo de tejido, se puede poblar con células para formar una construcción de tejido celular que comprenda capas unidas de ICL y células cultivadas. Las construcciones de tejido celular pueden formarse para simular los órganos que van a ser reparados o remplazados. Los cultivos de células se establecen de fuentes de tejido de mamífero disociando el tejido o mediante método de explante. Los cultivos primarios se establecen y se crioconservan en bancos de células madre y dichas porciones del banco se descongelan, se 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 dentro de la matriz de colágeno de la construcción. Los tipos de células preferidos para usarse en la invención se derivan de mesénquima. Los tipos de células más preferidos son fibroblastos, células de estroma, y otras células de tejido conectivo de soporte, o fibroblastos dérmicos de humano. Las cepas de células de fibroblastos de humano pueden derivarse de varias fuentes, incluyendo, pero no limitadas a piel anterior de macho neonato, dermis, tendón, pulmón, cordones umbilicales, cartílagos, uretra, estroma de la 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 se requiere, que el origen de las células productoras de matriz utilizadas en la producción de una construcción de tejido se deriven de un tipo de tejido que simule o se semeje después de emplear los métodos de cultivo de la invención. Por ejemplo, una construcción de hojas de capas múltiples se cultiva con fibroblastos para formar una construcción de tejido conectivo vivo; o mioblastos, para una construcción de músculo esquelético. Más de un tipo de células 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 poblarse con el primer tipo de células es cultivado con células endoteliales vasculares como un segundo tipo de células para formar un dispositivo de remplazo vascular celular. De manera similar, una prótesis de parche de pared de la vejiga urinaria se prepara de manera similar sobre construcciones de hojas de ICL de capas múltiples utilizando células de músculo liso como un primer tipo de células y luego las células endoteliales urinarias como un segundo tipo de células. 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 ¡ncluyendo adultos. Las células progenitoras embrionarias tales como células madre mesenquimatosas pueden utilizarse en la invención e inducirse para diferenciarse y desarrollarse en el tejido deseado. Aunque se prefiere utilizar células humanas en la invención, las células que pueden utilizarse en el método no se limitan a células de fuentes humanas. Pueden usarse células de otras especies de mamíferos ¡ncluyendo, pero sin limitarse a, equinos, caninos, porcinos, bovinos, ovinos y murinos. Además, las células genéticamente manipuladas que son transfectadas químicamente o viralmente, de manera espontanea, también puede utilizarse en esta invención. Para aquellas modalidades que incorporan más de un tipo de células, se pueden usar mezclas células transfectadas o genéticamente modificadas y normales, y se pueden usar mezclas de células de dos o más especies o fuentes de tejido, o ambas. Se pueden usar células recombinantes o genéticamente manipuladas en la producción de una construcción de matriz celular para crear una construcción de tejido que actúe como un injerto de suministro de fármaco para un paciente que necesite niveles incrementados de productos de células naturales o tratamiento con un agente 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 para una cantidad continua de tiempo o cuando según sea necesario cuando se marquen 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 modificados en cierta manera para realizar un dispositivo de injerto que comprenda matriz extracelular y células vivas que sea terapéuticamente ventajoso para cicatrización de heridas, neovacularización facilitada o dirigida mejoradas, o formación de cicatriz o queloide reducida al mínimo. Estos procedimientos se conocen generalmente en la técnica, y se describen en Sambrook et al, Molecular Cloninq, 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 esta 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 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 laminal interior. Las láminas planas también se pueden utilizar para soporte de órganos, por ejemplo, para soportar órganos prolapsados o hipermóviles utilizando la lámina como un cabestrillo para los órganos, tal como vejiga o uretra. Además, las láminas planas y las estructuras tubulares se pueden formar juntas para formar estructuras complejas para reemplazar o aumentar válvulas cardíacas o venosas. Las prótesis de injerto biodiseñadas de la invención se pueden utilizar para reparar o reemplazar estructuras corporales que han sido dañadas o están enfermas, en tejido hospedero. Aunque funcionan como una parte de sustituto corporal o soporte, las prótesis también funcionan como una estructura de matriz bioremodelable para el crecimiento interior de células hospedero. La "biorremodelación" se utiliza en la presente para significar la producción de colágeno estructural, vascularización, y repoblación celular mediante el crecimiento interior de células hospedero a una proporción casi igual a la proporción de biodegradación, reformación y reemplazo de los componentes de matriz de la prótesis implantada mediante células hospedero y enzimas. La prótesis de injerto retiene sus características estructurales mientras que se remodela mediante el hospedero en todos, o sustancialmente todos, los tejidos hospedero, y como tal, es funcional como un análogo del tejido que repara o reemplaza. La temperatura de encogimiento (°C) de la prótesis de matriz de tejido es un indicador del grado de entrelazamiento de matriz. Mientras es más alta la temperatura de encogimiento, más se entrecruza el material. La ICL no entrelazada tiene una temperatura de encogimiento de aproximadamente 68 ± 0.3°C. En la modalidad preferida, las prótesis entrelazadas de EDC deben tener una temperatura de encogimiento entre 68 ± 0.3°C a 75 ± 1°C. Las propiedades mecánicas incluyen integridad mecánica de manera que la prótesis resiste deformación durante biorremodelación, y adicionalmente es dúctil y suturable. El término "dúctil" significa buenas propiedades de manejo para facilidad de uso en la clínica. 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, un proceso conocido como anastomosis. 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 a 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 entrelazada en 100 mM EDC y acetona al 50% es de al menos 6.5 N. La retención de sutura para una prótesis tubular de 2 capas entrelazada en 1 mM EDC en agua es de aproximadamente 3.9 N ± 0.9 N. La resistencia de retención de sutura más baja preferida es de aproximadamente 2 N para una prótesis de 2 capas planas entrelazadas; la fuerza al jalar del 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, distiende o se expande más allá de límites normales después de implantación. Como se describe enseguida, el estiramiento total de la prótesis implantada de esta invención está dentro de límites aceptables. La prótesis de esta invención adquiere una resistencia a estiramiento como una función de biorremodelación celular de post implantación mediante reemplazo de colágeno estructural por células hospedero a una velocidad más rápida que la pérdida de resistencia mecánica de los materiales implantados debido a biodegradación 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 hospedero 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 de ser plegada o doblada, así como la habilidad para cortar o recortar la prótesis obteniendo un borde limpio sin deslaminación 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 grosores se debe seleccionar dependiendo de la indicación final para la construcción. Los 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 extrajo y se desprendió mecánicamente, utilizando una máquina de limpieza de intestinos Bitteriing (Nottingham, Inglaterra), la cuaLremueve 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 submucosal del intestino fue lo único que quedó. El resto del procedimiento 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 peso 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 añadieron aproximadamente 1 I de solución de 100 mM de sal de tetrasodio etilendiamintetracético esterilizada por filtro de 0.22 µm (mieras) (EDTA)/10 mM de solución de hidróxido de sodio (NaOH). Los contenedores se colocaron después en una mesa de agitación durante 18 horas a 200 rpm. Después de agitación, la solución de EDTA/NaOH se removió de cada botella. B. A cada contenedor se añadió después aproximadamente 1 I de solución de 1 M ácido clorhídrico esterilizada por filtro de 0.22 µm (HCI)/solución 1 M de cloruro de sodio (NaCI). Los contenedores se colocaron después sobre una mesa de agitación 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 1 M cloruro de sodio esterilizada por filtro de 0.22 µm (NaCI)/10 mM solución salina regulada de fosfato (PBS). Los contenedores se colocaron después sobre una mesa de agitación durante aproximadamente 18 horas a 200 rpm. Después de agitación, la solución de NaCI/PBS se removió de cada contenedor. D. A cada contenedor se añadió después aproximadamente 1 I de solución 10 mM de solución salina regulada con fosfato (PBS) esterilizada por filtro de 0.22 µm. Los contenedores se colocaron después sobre una mesa de agitación durante 2 horas a 200 rpm. Después de agitación, la solución salina regulada 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 de agitación 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 con hematoxilina y eosina (H&E) y con tricromo de Masson se realizaron 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 de 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 peracétíco no regulado en su pH.

Se obtuvieron intestinos delgados de 4 cerdos grandes. Los intestinos se consiguieron, se desprendió la capa exterior mesentérica, y los intestinos se enjuagaron con agua. El estudio incluyó 7 condiciones: la condición A se llevó a cabo de acuerdo 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 fueron llevadas a cabo 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 L de solución. A. El material de cada uno de los 4 intestinos se colocó en botellas separadas (n=5) que contenían 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 limpio mecánicamente sobre la máquina para limpieza de intestinos Bitteriing. Para las otras 6 condiciones, B hasta G, el intestino se limpió mecánicamente utilizando la máquina para limpieza de intestinos Bitteriing antes del tratamiento químico. Después de la limpieza mecánica, piezas representativas de los 4 intestinos se colocaron en botellas que contenían solución para tratamiento químico. Las botellas se agitaron durante 18 ± 2 horas sobre una plataforma. Las 6 condiciones restantes, B hasta G, fueron como sigue: 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 regulada con fosfato (pH 7.2) (n=3). D. Una solución de un litro de ácido peracético al 0.1 % y 1 M de cloruro de sodio (NaCI) (pH 7.2) (n=3). E. Una solución de un litro de ácido peracético al 0.1 % y 1 M NaCI (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, regulada a pH 7.0 (n=2). Después de los tratamientos químicos y mecánicos, todas las condiciones se enjuagaron para 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's. La evaluación morfológica incluyó técnicas de tinción de Hematoxilína & Eosina, Trichrome 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 mucosales sobre Bitteriing después de tratamiento químico. El material tuvo que ser corrido a través de Bitteriing aproximadamente 10-12 veces extras. El material estuvo muy inflamado 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 DNA/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 indectetable mediante esos métodos.

EJEMPLOS 3 Método para fabricar una construcción de tubo de ICL En el campo estéril de un gabinete de flujo laminar, la ICL se formó en tubos de colágeno de ICL mediante el siguiente procedimiento. Se cortaron marcas linfáticas de la superficie serosal de la ICL. La ICL se secó con toallitas absorbentes estériles para absorber el exceso de agua del material y después se extendió sobre una lámina porosa de policarbonato y se secó en el flujo de aire entrante del gabinete de flujo laminar. Una vez seca, la ICL se cortó en piezas de 28.5 mm x 10 cm para un injerto de dos capas con un traslape de aproximadamente 10%. Para soportar la ICL en la formación de los tubos, un mandril de acero inoxidable cilindrico con un diámetro de 4 mm se cubrió con KRATON®, un material de manguito elástico que facilita la remoción del mandril del tubo de colágeno formado y no se adhiere o reacciona con la ICL. El borde largo de la ICL se humedeció después con agua estéril y se adhirió al mandril y se permitió secar durante 15 minutos para formar una "especie de bandera". Una vez adherida, la ICL se enrolló alrededor del mandril y sobre sí una vuelta completa. Después de que el enrollado estuvo completo, se eliminaron burbujas de aire, pliegues y crestas de abajo del material y entre las capas. Los mandriles y construcciones enrolladas se dejaron asentar en el flujo de aire entrante del gabinete de flujo laminar y se dejaron secar durante una hora en el gabinete a temperatura ambiente, aproximadamente a 20°C. La solución de entrelazamiento químico de 1 mM de EDC entrelazada o solución de entrelazamiento de 10 mM de EDC/acetona al 25% v/v en agua, en volúmenes de 50 ml por tubo, se prepararon inmediatamente antes de entrelazamiento; EDC perderá su actividad con el tiempo. Los tubos de ICL hidratados se transfirieron después a cualquiera de dos recipientes cilindricos que contienen agente de entrelazamiento. El recipiente se cubrió y se permitió reposar durante 18 ± 2 horas en una campana para humo, después de cuyo tiempo la solución de entrelazamiento se decantó y se desechó. Los tubos de ICL se enjuagaron después 3 veces con agua esterilizada durante 5 minutos por enjuague. Los tubos de ICL entrelazada se removieron después del mandril jalando el manguito de Kraton del mandril desde un extremo. Una vez removido, el tubo de ICL que contiene el Kraton se permitió secar durante una hora en la campana. Una vez que se secó, el manguito se removió del lumen del tubo de ICL simplemente jalando desde un extremo. Los tubos de ICL se esterilizaron en ácido peracético al 0.1 % a aproximadamente pH 7.0 durante la noche de acuerdo con los métodos descritos en la patente de E.U.A. No. 5,460,962, de propiedad común, la descripción de la cual se incorpora a la presente en su totalidad. Los tubos de ICL se enjuagaron después de solución de esterilización tres veces con agua esterilizada durante 5 minutos por enjuague. Los tubos de colágeno de ICL esterilizados con ácido peracético se secaron después en la campana de flujo laminar y después se empacaron en tubos cónicos de 15 ml estériles hasta la implantación.

EJEMPLO 4 Prueba mecánica de prótesis de tubo de ICL Se midieron varias propiedades mecánicas de una construcción tubular de ICL de dos capas formada a partir de una sola lámina de ICL envuelta alrededor de un mandril con traslape de 20%, entrelazada en 1 mM EDC en agua. La retención de sutura, estallamiento, porosidad (fuga/permeabilidad integral de agua) y prueba de cumplimiento se realizaron de acuerdo con la "Guidance for the Preparation of Research and Marketing Applications for Vascular Graft Prostheses", FDA Draft Document, de agosto de 1993. La retención de sutura, estallamiento y análisis de cumplimiento se realizaron utilizando un sistema de prueba servohidráulica MTS con software TestStar-SX. Los resultados se resumen en el cuadro 2. Brevemente, la prueba de retención de sutura consistió de una sutura siendo jalada 2.0 mm desde el borde de un injerto a una velocidad constante. Se midió la fuerza máxima cuando las satura se desgarró a través del injerto. La medición promedio obtenida fue por arriba de los límites requeridos indicando que la construcción puede soportar las presiones físicas de suturación en la clínica. En la prueba de estallamiento, se aplicó presión al injerto en incrementos de 0.14 kg/cm2 durante intervalos de un minuto hasta que el injerto estalla. Para referencia, la presión sistólica es de aproximadamente 120 mm Hg (16.0 kPa) en una persona de tensión normal, de esta manera, la resistencia al estallamiento obtenida por la prueba demostró que la construcción podría mantener presiones de hasta 7.75 veces la presión sistólica, indicando de esta manera que la construcción se puede injertar para indicaciones vasculares y soportar los rigores de circulación sanguínea. Para la prueba de elasticidad, el injerto se puso a 80 y 120 mm Hg en sucesión. El diámetro del injerto se midió después en cada presión utilizando software de análisis de imagen y la elasticidad se calculó como (D?2o-Dso)/(D8o x 40 mmHg) x 100%. La elasticidad de una artería carótida de conejo es de aproximadamente 0.07%/mmHg, la de la artería humana es de aproximadamente 0.06%/mmHg y la de la vena humana es de aproximadamente 0.02%/mmHg, indicando que la construcción exhibe la elasticidad requerida para servir como un injerto vascular. Para medir la porosidad, PBS bajo presión hidrostática de 120 mmHg se aplica al injerto. El volumen de PBS que penetra a través del injerto durante un período de 72 horas se normalizó al tiempo y área de superficie del injerto para calcular la porosidad.

La temperatura de encogimiento se utiliza para supervisar el grado de entrelazamiento en un material colagenoso. Mientras más se entrelaza un injerto, se requiere más energía, por lo tanto una temperatura de encogimiento más alta. Un calorímetro de evaluación diferencial se utilizó para medir el flujo de calor a y desde una muestra bajo condiciones térmicamente controladas. La temperatura de encogimiento se definió como la temperatura de surgimiento del punto máximo de desnaturalización en la gráfica de temperatura-energía. La retención de sutura está muy por arriba de 2 N sugerida para suturar una prótesis en un paciente; una fuerza al jalar de un cirujano cuando sutura es de 1.8 N. La resistencia al estallamiento sobre siete veces la presión sistólíca. La elasticidad está dentro de la escala de las arterias y venas humanas. La porosidad en el tubo de ICL es baja comparada con un injerto tejido; el tubo de ICL no requiere pre-coagulación. La temperatura de encogimiento, una medición de la temperatura de desnaturización de colágeno, está cercana a la de ICL no entrelazado indicando una cantidad baja de entrelazamiento. La prueba mecánica se realizó sobre la prótesis de manguito de ICL para determinar la resistencia del manguito de ICL. Un resumen de los resultados de las varias pruebas de características mecánicas y físicas de construcciones de ICL de dos capas se presenta en el cuadro 2.

CUADRO 2 Resumen de propiedades mecánicas EJEMPLO 5 Cobertura de stent usando prótesis de ICL tubular El tubo de ICL se puede usar como una cubierta protectora para un stent de aleación de metal o un dispositivo endovascular. Para cubrir un stent de metal, la lamina de ICL se preparó para proveer una envoltura de 105%, para una cobertura de capa para el stent. El ICL mecánica y químicamente procesado en un estado hidratado se aplanó y se cortaron lengüetas linfáticas del lado ceroso de ICL. El ICL se tendió sobre una lámina de policarbonato plana, el lado de la mucosa quedando en dirección hacia arriba y estando expuesto al aire. Después de secarse, el ICL se cortó a 28 ml perpendicular al lumen y 100 ml paralelo al lumen para un stent de 4 ml de diámetro que tenía una longitud de 100 ml. El stent se deslizó sobre un mandril y se humedeció a toda su longitud con agua desionizada. Para tener la superficie cerosa del ICL quedando hacia el lumen del stent, se aplicó un borde largo del lado ceroso de la lámina de ICL al mandril de acero inoxidable con el stent de metal para "adherirlo" al mandril y el stent se dejó secar durante aproximadamente 10-15 minutos. Una vez adherido, el ICL se humedeció después con agua estéril y se laminó sobre el mandril y el stent y después sobre sí mismo. El stent y mandril cubiertos con ICL formados de esta manera se dejaron secar en el flujo de aire de la campana de flujo laminar. Una vez seco, al stent y mandril cubiertos con ICL se cortó el exceso de ICL alrededor de los extremos del stent y el ICL unido al mandril se desprendió del mandril. El stent cubierto con ICL se removió del mandril y el tubo de ICL sobre el mandril de acero inoxidable, el tubo de ICL que cubría al stent, se entrelazó posteriormente. Para entrelazar el ICL unido al stent, fueron sumergidos en un agente de entrelazamiento de 10 mM de EDC en acetona al.25% durante aproximadamente 18 ± 2 horas. Después del entrelazamiento, el stent cubierto con ICL se enjuagó en tres volúmenes de 100 ml de agua estéril para remover residuo del agente de entrelazamiento y subproductos de la reacción de entrelazamiento. El dispositivo resultante fue un stent vascular de aleación de metal de 100 ml de longitud y 4 ml de diámetro con una sola cubierta de capa de ICL con una región de unión de 5% entrelazada con EDC. El stent cubierto se empacó en un tubo de prueba estéril para embarque. Aunque la invención anterior se ha descrito con cierto detalle a manera de ilustración y ejemplo para propósitos de claridad y comprensión, será obvio para un experto en la técnica que se pueden hacer ciertos cambios y modificaciones dentro del alcance de las reivindicaciones anexas.

Claims (6)

NOVEDAD DE LA INVENCION REIVINDICACIONES

1.- Una prótesis tubular biorremodelable que comprende una sola capa de matriz de tejido procesada formada dentro de un tubo que, cuando se implanta en un mamífero, sufre biodegradacíón controlada que ocurre con reemplazo de células vivas adecuado de tal manera que la prótesis implantada original es remodelada por las células vivas del paciente.

2.- Una prótesis tubular biorremodelable que comprende una primera capa de matriz de tejido procesada formada dentro de un tubo en donde los bordes opuestos de la capa se traslapan para formar una región de unión entre aproximadamente 5% a 20% de la circunferencia del tubo que, cuando se implanta en un paciente mamífero, sufre biodegradación controlada que ocurre con reemplazo de células vivas adecuado de tal manera que la prótesis implantada original es remodelada por las células vivas del paciente.

3.- La prótesis tubular biorremodelable de conformidad con las reivindicaciones 1 y 2, caracterizada además porque la matriz de tejido procesada se deriva de la submucosa de la túnica del intestino delgado.

4.- La prótesis tubular biorremodalable de conformidad con las reivindicaciones 1 y 2, caracterizada además porque la región de unión es entrelazada con EDC.

5.- Un método para producir una construcción de tubo prostético biorremodelable que comprende do capas de matriz de tejido procesado en donde el método comprende: (a) adherir la matriz de tejido procesada alrededor de un mandril cubierto con manguito hidratando un borde de la matriz de tejido procesada y poniendo en contacto el mandril cubierto con manguito al borde hidratado de la matriz de tejido procesada; (b) secar la matriz de tejido procesada al mandril cubierto con manguito; (c) rehidratar la matriz de tejido procesada con un agente hidratante para formar una matriz de tejido procesada hidratada; (d) hacer girar el mandril dos veces para envolver la matriz de tejido procesada hidratada para formar las capas hidratadas envueltas de matriz de tejido procesada; (e) deshidratar las capas de la matriz de tejido procesada; (f) poner en contacto las capas de la matriz de tejido procesada con el agente de entrelazamiento para entrelazar el colágeno.

6.- Un método para reparar o reemplazar un tejido dañado que consiste en implantar una prótesis en un paciente que comprende una capa de matriz de tejido procesada formada dentro de un tubo que, cuando se implanta en un mamífero, sufre biodegradación controlada que ocurre con reemplazo de células vivas adecuado de tal manera que la prótesis implantada original es remodelada por las células vivas del paciente.