ES2984169T3 - Matriz implantable tridimensional con respuesta reducida a cuerpos exógenos - Google Patents

Abstract

Una matriz polimérica implantable y biodegradable (10) con respuesta reducida a cuerpo extraño para la regeneración y/o reconstrucción y/o creación de tejido blando y conectivo y/o de órganos tiene: una densidad igual o inferior a 40 kg/m3; una pluralidad de espesores locales de un componente sólido (12), con una media aritmética igual o inferior a 95 μm, un tamaño medio de poros/espacios vacíos (11) igual o inferior a 15.000 μm; una rugosidad superficial Ra del componente sólido (12) con una media aritmética igual o inferior a 3 μm; un ángulo de contacto θ del componente sólido (12) inferior a 110°, preferiblemente en el rango de 10° a 90° y más preferiblemente en el rango de 30° a 60°. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Matriz implantable tridimensional con respuesta reducida a cuerpos exógenos

Campo técnico

La presente invención se refiere a implantes médicos, y más particularmente se refiere a una matriz (o armazón, usándose los dos términos indistintamente en este documento) implantable biodegradable tridimensional (3D) con respuesta reducida a cuerpos exógenos para la regeneración y/o reconstrucción y/o creación de tejidos blandos y/o conjuntivos y/u órganos.

Preferiblemente, pero no exclusivamente, la matriz está destinada a la reconstrucción y/o creación y/o regeneración de volúmenes clínicamente relevantes de dichos tejidos y/u órganos. "Volúmenes clínicamente relevantes", como se usa en este documento, significa volúmenes >20 cm3. Una aplicación ejemplar en que dichos volúmenes clínicamente relevantes son necesarios es la reconstrucción de mama, por ejemplo, después de tumorectomía o mastectomía.

Antecedentes técnicos

La respuesta a cuerpos exógenos contra biomateriales implantables empleados en medicina es un proceso crucial para la cicatrización heridas y reparación de tejidos. Dicho proceso implica muchos acontecimientos celulares, que pueden modularse de acuerdo con las características del biomaterial implantable. Los acontecimientos celulares implicados en la respuesta inflamatoria y a cuerpos exógenos después del implante del biomaterial, incluyendo adsorción de proteínas, adhesión de monocitos y formación de gigantocitos de cuerpo exógeno, están relacionados con la química de los biomateriales y con sus características físicas y morfológicas (Anderson, J.M.et al."Foreign body reaction to biomaterials", Seminars in immunology, Academic Press, 2008, pág. 86-100). La magnitud y persistencia de la respuesta a cuerpos exógenos contra el biomaterial implantado puede marcar la línea entre la cicatrización de heridas y el fracaso del implante. Una grave respuesta a cuerpos exógenos, especialmente en el caso de armazones implantables para la reparación de tejidos, compromete no solamente la seguridad del implante, sino también su eficacia, también en términos de integración en el tejido circundante/adyacente y de crecimiento infiltrante del tejido. Los inconvenientes relacionados con las graves respuestas a cuerpos pueden ser más o menos drásticos, dependiendo de la serie de acontecimientos locales y/o sistémicos implicados, y pueden escalar desde formación de biopelícula a contractura de cápsula fibrosa hacia la formación de tumor (Mempin, M.et al."The A, B and C's of Silicone Breast Implants: Anaplastic Large Cell Lymphoma, Biofilm and Capsular Contracture" Materials, 2018, 11.12: 2393; Fitzal, F.et al."Is breast implant-associated anaplastic large cell lymphoma a hazard of breast implant surgery?", Open Biology, 2019, 9.4: 190006.

A diferencia de las malas 2D y los armazones 3D de volumen relativamente pequeño (V <20 cm3), los grandes armazones 3D (V >20 cm3) afrontan una serie de problemas, que están principalmente relacionados con: (i) la mecánica - la fricción contra el tejido hospedador circundante/adyacente; (ii) la física - la colonización celular retardada y la vascularización a través del núcleo interno, debido a la dificultad de alcanzar el núcleo interno del armazón por las células y los líquidos corporales según aumenta el volumen del armazón; y (iii) la química - la mayor concentración local de subproductos de degradación, en comparación con los producidos por la degradación de armazones pequeños, que puede alterar, por ejemplo, el pH local del tejido circundante/adyacente y, por consiguiente, activar la respuesta inflamatoria mediada por ácido.

Se conocen varias propuestas con el objetivo de modular la respuesta a cuerpos exógenos contra matrices implantables y la regeneración de volúmenes clínicamente relevantes.

Por ejemplo, el documento WO 2016/038083 A1 y el artículo relacionado de Chhaya M. P.et al."Transformation of Breast Reconstruction via Additive Biomanufacturing", Scientific Reports 2016, 6: 28030, divulgan armazones grandes estructuralmente estables para la reconstrucción y regeneración de volúmenes clínicamente relevantes de tejido mamario obtenido por impresión 3D de polímeros termoplásticos rígidos. El tamaño de poro promedio del armazón así obtenido puede afinarse fácilmente y la interconectividad entre poros puede alcanzar el grado máximo controlando la distancia entre los filamentos poliméricos que forman el componente sólido del armazón. Pero, ese armazón presenta una discrepancia entre las propiedades mecánicas de la construcción/matriz 3D y las del tejido circundante/adyacente, debido a la rigidez del polímero combinada con el grosor local relativamente alto (200 - 300 pm). Esto puede activar respuestas a cuerpos exógenos inducidas mecánicamente contra la matrizin vivo,debido a la fricción contra el tejido circundante/adyacente, impidiendo el proceso de señalización inducida mecánicamente para la diferenciación adipogénica de células madre mesenquimatosas. Por este motivo, es necesario solucionar el escaso rendimiento biológico inyectando lipoaspirado autólogo en el armazón implantado, en cuya ausencia la naturaleza del tejido encontrado dentro del armazón implantado es prevalentemente fibrosa y escasa en tejido adiposo.

El documento WO 2017/029633 A1 divulga un material de armazón a usar en la fabricación de implantes para regeneración de tejido blando. El material está en forma de una pasta conformable obtenida a partir de partículas de microgel absorbente de líquidos que tiene poros para crecimiento infiltrante del tejido hospedador con un tamaño de poro promedio de hasta algunos centímetros. La masa global del contenido de material seco de dicha pasta conformable está comprendida entre un 0,1 % y un 10 % y, por tanto, la respuesta a cuerpos exógenos contra el material de microgel se controla por el bajo contenido de dicho material sólido en el armazón. Sin embargo, el armazón no puede recuperar la forma original después de la deformación y, por consiguiente, no puede resistir la instigación mecánica continua y la sobrecarga asociada a las actividades diarias de los pacientes. La ausencia de elasticidad probablemente inhibe una señalización mecánica correcta desde el armazón a las células mesenquimatosas indiferenciadas y también compromete la capacidad de aportar soporte mecánico adecuado al tejido recién regenerado (Mitsak, A. G.et al.''Mechanical characterization and non-linear elastic modelling of poly (glycerol sebacate) for soft tissue engineering'', Journal of the mechanical behaviour of biomedical materials, 2012, 11, 3-15; Dado, D.et al." Mechanical control of stem cell differentiation", Regenerative medicine, 2012, 7(1), 101 -116.). Por lo tanto, el armazón de la técnica anterior no es particularmente adecuado para la regeneración de grandes volúmenes de tejido blando.

El documento WO 2017/037649 A1 divulga un dispositivo médico biodegradable para la reconstrucción o aumento de mama hecho de espuma polimérica blanda. Los parámetros morfológicos de la matriz resultante no son completamente satisfactorios para los propósitos a la vista, en términos del grado de porosidad (80-90 %, ejemplo 1 y tabla 1) y el grosor de las paredes del poro (figura 2).

Gerges Iriniet al."Exploring the potential of polyurethane-based soft foam as cell-free scaffold for soft tissue regeneration", Acta Biomaterialia, Elsevier, 2018, vol. 73, páginas 141-153 divulga un armazón biodegradable a base de poliuretano para regeneración de tejido blando, caracterizado por una combinación excepcional entre maleabilidad y resistencia. Los armazones se caracterizan por poros interconectados abiertos, y el tamaño de poro promedio que varía de 200 a 400 gm, una porosidad de un 85-88 % y un grosor local de las paredes que varía de 0,02 a 0,07 mm.

Ra Jo, A.et al."Fabrication of cylindrical PCL scaffolds using a knitting technique and assessment of cell proliferation in the scaffolds", Tissue Engineering and Regenerative Medicine, 2014, 11.1: 16 - 22, divulga armazones cilíndricos producidos enrollando láminas planas tricotadas 2D de policaprolactona (PCL). Las características de dicho armazón representan una técnica anterior cercana a esta invención en términos del grosor de los monofilamentos poliméricos (100 micrómetros). Dicho grosor es significativamente menor que el del armazón divulgado en el documento WO 2016/038083 A1 y en el artículo relacionado de Chhayaet al.(200-300 micrómetros), pero aún es demasiado alto para un uso satisfactorio en la regeneración de tejido blando/conjuntivo. De hecho, la alta densidad resultante de estos armazones (densidad >200 kg/m3; porosidad <78 %), combinada con la rigidez de PCL, hace que esos armazones sean más adecuados para la reparación de tejido óseo (donde la activación de la formación de haces de colágeno denso es un resultado deseado, a diferencia del caso de tejidos blandos). De hecho, el rendimiento biológico de estos armazones se evaluóIn vltro,usando células de osteosarcoma.

Por tanto, aún hay una necesidad de un armazón bioactivo, que pueda reducir los problemas relacionados con la respuesta excesiva de cuerpos exógenos contra el mismo cuando se implanta en un cuerpo humano, especialmente cuando se usa en relación con volúmenes clínicamente relevantes de los tejidos y/u órganos a crear y/o reparar.

Sumario de la invención

La invención proporciona una matriz polimérica tridimensional implantable y biodegradable (10; 20A...20H; 30A...30F) con respuesta reducida a cuerpos exógenos para la reconstrucción y/o regeneración y/o creación de tejido blando y/o conjuntivo y/u órganos, teniendo la matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) un componente sólido (12; 22A...22H) con poros/espacios vacíos interconectados (11; 21A...21H; 31A...31F) que presentan una pluralidad de grosores locales con una media aritmética igual a o menor de 95 gm y un ángulo de contacto 0 igual a o menor de 110°, estando la matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) caracterizada por:

una densidad igual a o menor de 40 kg/m3, preferiblemente en el intervalo de 5 kg/m3 a 30 kg/m3 y más preferiblemente en el intervalo de 10 kg/m3 a 25 kg/m3;

dicha pluralidad de grosores locales está en dos intervalos de distribución, concretamente: (i) un intervalo superior, preferiblemente de 20 gm a 95 gm y más preferiblemente de 25 gm a 40 gm; y (ii) un intervalo inferior, preferiblemente de 2 gm a 15 gm y más preferiblemente de 5 gm a 10 gm;

un tamaño promedio de poros/espacios vacíos igual a o menor de 15000 gm, preferiblemente en el intervalo de 2000 gm a 10000 gm, y más preferiblemente en el intervalo de 1000 gm a 5000 gm;

una rugosidad superficial Ra de las paredes del poro/filamentos con una media aritmética igual a o menor de 3 gm; propiedades mecánicas que coinciden con las de tejidos en la región de implante, que en el caso de tejido blando se expresan por un coeficiente de elasticidad por compresión (Ec) preferiblemente en el intervalo de 0,2 kPa a 100 kPa, preferiblemente en el intervalo de 0,2 kPa a 10 kPa y más preferiblemente en el intervalo de 0,2 kPa a 5 kPa; un ángulo de contacto 0 del componente sólido preferiblemente igual a o menor de 110°, preferiblemente en el intervalo de 10° a 90° y más preferiblemente en el intervalo de 30° a 60°.

Gracias a dichas características, la matriz de la invención se caracteriza por una respuesta reducida a cuerpos exógenos y una biocompatibilidad notablemente alta.

En una primera realización de la presente invención, la matriz tiene una estructura porosa, cuyos poros tienen formas heterogéneas (incluso no geométricas) y tamaños distribuidos aleatoriamente en todo el volumen de la matriz. Una matriz de este tipo puede producirse, por ejemplo, por espumación, separación de fases, fusión de lecho en polvo, lixiviación de material en partículas y combinaciones de dichas técnicas.

En una segunda realización de la presente invención, la matriz consiste en una pluralidad de unidades (unidades repetitivas) de formas y tamaños predeterminados con espacios vacíos abiertos interconectados, cuyas unidades se repiten a lo largo de los ejes de una estructura tridimensional y están formadas de filamentos que definen los espacios vacíos. La matriz de acuerdo con dicha realización puede obtenerse repitiendo idénticamente "unidades repetitivas" de la misma geometría y forma (por ejemplo, cúbica, de paralelepípedo, prismática con cualquier base poligonal o, en general, poliédrica) en todo el volumen de la matriz o combinando unidades repetitivas de diferentes formas y geometrías. Una matriz de este tipo puede producirse, por ejemplo, por tejido y/o tricotado de fibras finas, lixiviación de molde de sacrificio; depósito en estado fundido capa a capa; fotolitografía; estereolitografía; impresión 3D de polímeros termoplásticos, impresión 3D de precursores fotorreticulables y combinaciones de dichas técnicas.

En una aplicación preferida, la matriz está destinada a la reconstrucción y/o creación y/o regeneración de volúmenes clínicamente relevantes (>20 cm3) de tejidos blandos y/o conjuntivos y/u órganos. Un ejemplo de dicha aplicación es reconstrucción de mama, y la invención también se refiere a un armazón para la reconstrucción de mama que comprende la matriz anterior.

En una realización preferida, la matriz de la invención se usa en varias aplicaciones biométricas y/o farmacéuticas incluyendo, sin limitación:

citoterapias;

administración de células;

biorreactores;

matrices descelularizadas;

ensayos de cribado de fármacos;

recubrimientos para dispositivos implantables;

ensayos biológicosin vitroy/oin vivo;

liberación y/o administración de moléculas bioactivas, péptidos, fármacos;

cirugía cosmética;

espaciador implantable para radioterapia de alta precisión y como diana para radioterapia;

como dispositivo implantable para seguimiento activo después de extirpación del tumor y para el diagnóstico temprano de tumores y detección de recidiva tumoral;

cicatrización de heridas y reparación de partes lesionadas de tejidos biológicos y órganos.

Breve descripción de los dibujos

Los rasgos característicos y ventajas anteriores y otras de la invención llegarán a ser evidentes a partir de la siguiente descripción de realizaciones preferidas realizadas a modo de ejemplo no limitante con referencia a los dibujos adjuntos, en que:

Fig.1

La figura 1 muestra una emisión 2D de una exploración UCT (tomografía computarizada ultrarrápida) de una matriz de acuerdo con una primera realización de la invención;

Fig.2

La figura 2 es una representación gráfica de las morfologías internas de varias matrices implantables de acuerdo con una segunda realización de la invención;

Fig.3

La figura 3 es una ilustración gráfica de morfologías externas ejemplares de varias matrices implantables de acuerdo con la invención, usadas para la regeneración y reparación de volúmenes clínicamente relevantes de tejido blando;

Fig.4

La figura 4 es una representación gráfica de dos perfiles de mezcla ejemplares para producir matrices espumadas a base de poliuretano reticulado de acuerdo con la primera realización de la invención;

Fig.5

La figura 5 es una imagen histológica de una sección de una matriz explantada (de modelo animal porcino, después de tres meses desde el implante) de acuerdo con la primera realización de la invención, producida de acuerdo con el método descrito en el ejemplo 1;

Fig.6 y 7

Las figuras 6 y 7 son representaciones correspondientes a las figuras 1 y 5, respectivamente, relevantes para una matriz de la técnica anterior.

Descripción de realizaciones

La figura 1 muestra una matriz 10 con estructura porosa interconectada de acuerdo con una primera realización de la invención, obtenida por espumación de un precursor polimérico o una pluralidad de precursores poliméricos durante la reticulación. Los poros 11 de la matriz 10 tienen formas y tamaño heterogéneos distribuidos aleatoriamente en todo el volumen de la matriz. El número de referencia 12 se refiere a las paredes de poro que, de acuerdo con la invención, presentan una pluralidad de grosores locales, como se analizará en mayor detalle a continuación.

La figura 2 muestra las morfologías internas de algunos ejemplos de matrices implantables 20A...20H con estructura de red interconectada de acuerdo con una segunda realización de la invención. Las matrices 20A...20H se forman mediante moldes abiertos sustancialmente cúbicos (unidades repetitivas RU) 23A...23H de formas, geometrías y dimensiones predeterminadas, que se repiten a lo largo de los ejes X, Y y Z y hechas de filamentos poliméricos 22A...22H que definen los poros 21A...21H. A partir de ahora en este documento, los sufijos A...H se omitirán salvo que se mencionen configuraciones específicas. Las matrices 20 pueden obtenerse al combinar RU 23 de la misma geometría y forma, o RU 23 de diferentes geometrías y formas. En la figura, las columnas de la izquierda y central son representaciones 2D y 3D, respectivamente, de RU 23 ejemplares. La columna de la derecha muestra, a su vez, en cada fila, una parte de una matriz 20 que incluye veintisiete RU 23 en una matriz 3x3x3. De forma ventajosa, los lados de las RU cúbicas tienen una longitud promedio de unos pocos milímetros, por ejemplo, aproximadamente 3 mm.

Son posibles diferentes formas y estructuras para RU 23 (cúbicas, en paralelepípedo, prismáticas con cualquier base poligonal o, en general, poliédricas), produciendo diferentes morfologías internas de dicha matriz. En los ejemplos ilustrados:

RU 23A tiene una forma cúbica simple;

RU 23B contiene internamente además filamentos rectilíneos 22B';

RU 23C, 23D tienen formas cúbicas externas y formas cilíndricas internas, y las aristas cúbicas se sustituyen por arcos cóncavos; además, las regiones de arista están huecas en RU 23C y son sólidas (es decir, rellenas con material polimérico) en RU 23D;

RU 23E, 23F, de forma similar a RU 23C, 23D, tienen formas cúbicas externas y formas cilíndricas internas, y las regiones de arista están huecas en RU 23E y son sólidas en RU 23F; RU 23E, 23F contienen internamente además filamentos circulares 22E', 22F';

RU 23G, 23H tienen una forma similar a RU 23E, 23F, pero carecen de los filamentos circulares.

Como las paredes de poro 12 en la figura 1, los filamentos 22 presentan una pluralidad de grosores locales. A modo de ejemplo, se ha indicado un grosor local doble de 10 pm y 40 pm.

La figura 3 muestra las morfologías externas de algunos ejemplos de matrices implantables 30A...30F para la regeneración de grandes partes de tejido blando y conectivo (V >20 cm3), como se requiere, por ejemplo, en armazones para reconstrucción y aumento de mama. Además, al analizar esta figura, los sufijos A...F para las matrices y sus partes se omitirán salvo que se mencionen configuraciones específicas. Las matrices ovaladas de fondo semirredondeado y plano 30A, 30B tienen un volumen de 230 cm3, longitud de 110 mm y proyección máxima de 47 mm; las matrices ovaladas de fondo semirredondeado y cóncavo 30C, 30D tienen un volumen de 150 cm3, longitud de 110 mm, proyección máxima de 47 mm; las matrices redondas 30E, 30F tienen un volumen de 220 cm3, diámetro máximo de 90 mm, proyección máxima de 45 mm, banda superior de 35 mm y banda inferior de 10 mm. Cualquiera que sea su geometría, las matrices 30 tienen una estructura interna con espacios vacíos interconectados 31 (poros o RU abiertas como se muestra en las figuras 1 y 2, respectivamente). Como se muestra para las matrices 30B, 30D, 30F en la fila inferior de la figura, las matrices 30 también pueden incluir canales tridimensionales 34 que pueden estar interconectados o no con los poros/espacios vacíos o las RU, dependiendo de la técnica de producción. Las características, la disposición y las funciones de los canales 34 se divulgan en el documento WO 2017/037649 A1. En los ejemplos mostrados, el diámetro de los canales 34 es del orden de 5 mm y su distancia mutua está en el intervalo de 5 mm a 30 mm.

Las matrices 30 pueden producirse mediante cualquier técnica de fabricación que permita obtener una respuesta reducida a cuerpos exógenos cuando se implanten en un cuerpo humano y los rasgos característicos de dichas matrices que proporcionen dicho resultado, en particular en el caso de su uso para la regeneración/restablecimiento/creación de grandes partes de tejido blando y/o conjuntivo, como puede suceder, por ejemplo, en armazones para reconstrucción y aumento de mama. Los rasgos característicos que proporcionan dicho resultado se divulgarán en más detalle a continuación. Entre dichas técnicas, además de la espumación ya mencionada, podemos citar: depósito en estado fundido capa a capa; separación de fases; fusión de lecho en polvo; electrohilado; tejido y/o tricotado de fibras delgadas; fotolitografía; estereolitografía; impresión 3D; lixiviación de material en partículas; lixiviación de molde de sacrificio. También son posibles combinaciones de diferentes técnicas.

Más particularmente, la espumación, la separación de fases, la fusión de lecho en polvo y la lixiviación de material en partículas son adecuadas para la producción de una matriz donde los poros/espacios vacíos no tienen una forma geométrica definida y tienen una distribución de tamaños aleatoria, como la matriz 10 mostrada en la figura 1. El tejido y/o tricotado de fibras delgadas, la lixiviación de molde de sacrificio, el depósito en estado fundido capa a capa, la fotolitografía, la estereolitografía, la impresión 3D de polímeros termoplásticos o los precursores fotorreticulables/fotocurables son, por el contrario, adecuados para la producción de matrices donde los poros/espacios vacíos son de geometría definida y similar (unidades repetitivas), como las matrices 20A...20H mostradas en la figura 2.

Ejemplos de biomateriales que pueden usarse para producir las matrices 10, 20, 30 son polímeros sintéticos, polímeros naturales, polímeros naturales modificados químicamente, polímeros naturales o sintéticos funcionalizados con proteína, biomoléculas y/o biomacromoléculas, polinucleótidos tales como ADN y ARN, polisacáridos o una mezcla de los mismos. Preferiblemente, el material polimérico es un material a base de poliuretano.

Cualquiera que sea la técnica de fabricación y el material de partida, una matriz de acuerdo con la invención, que pueda reducir los problemas relacionados con la respuesta a cuerpos exógenos contra la misma cuando se implanta en un cuerpo humano, en particular para crear y/o restablecer y/o regenerar partes grandes (>20 cm3) de tejido blando y/o conjuntivo, tiene los siguientes rasgos característicos:

una densidad igual a o menor de 40 kg/m3, preferiblemente en el intervalo de 5 kg/m3 a 30 kg/m3 y más preferiblemente en el intervalo de 10 kg/m3 a 25 kg/m3;

una pluralidad de grosores locales de las paredes de poro/filamentos, con una media aritmética igual a o menor de 95 pm. Más particularmente, pueden identificarse dos intervalos de distribución para el grosor local, concretamente: (i) un intervalo superior de grosor local, preferiblemente de 20 pm a 95 pm y más preferiblemente de 25 pm a 40 pm; y (ii) un intervalo inferior de grosor local, preferiblemente de 2 pm a 15 pm y más preferiblemente de 5 pm a 10 pm; un poro/espacio vacío promedio igual a o menor de 15000 pm, preferiblemente en el intervalo de 2000 pm a 15000 pm, y más preferiblemente en el intervalo de 1000 pm a 5000 pm. Además, los poros/espacios vacíos con tamaños en el intervalo de 2000 pm a 10000 pm representan de un 30 % a un 100 %, preferiblemente de un 40 % a un 80 % y más preferiblemente de un 50 % a un 70 %, del recuento total de poros/espacios vacíos;

una rugosidad superficial Ra del componente sólido de la matriz (paredes de poro 12/filamentos 22/material de las aristas sólidas de RU 23) tiene una media aritmética igual a o menor de 3 pm;

propiedades mecánicas que coinciden con las del tejido diana a regenerar y/o restablecer y/o crear. Esta coincidencia, en el caso de tejido blando, se expresa por un coeficiente de elasticidad por compresión (Ec) en el intervalo de 0,2 kPa a 100 kPa, preferiblemente en el intervalo de 0,2 kPa a 10 kPa y más preferiblemente en el intervalo de 0,2 kPa a 5 kPa;

un ángulo de contacto 0 del componente sólido igual a o menor de 110°, preferiblemente en el intervalo de 10° a 90° y más preferiblemente en el intervalo de 30° a 60°. Un ángulo de contacto con dichos valores confiere hidrofilia potenciada a la matriz.

En una realización preferida, se consiguen diferentes grados de rigidez/elasticidad para promover la migración de las células como una función de la rigidez del sustrato. Más particularmente, las matrices blandas pueden tener una deformación permanente, medida de acuerdo con la norma ASTM D395-16, menor de o igual a un 10 % y una Ec. <5 kPa, por lo que tienen la capacidad de recuperar su forma original después de una deformación de hasta un 70 % de deformación por compresión y un 130 % de deformación por tracción. Una matriz de este tipo puede ser fácilmente inyectable en un organismo por medio de un tubo o una aguja, por tanto, con una estrategia quirúrgica mínimamente invasiva.

La densidad de las matrices de acuerdo con la presente invención puede medirse dividiendo el peso nominal (kg) de la matriz seca por el volumen (m3) ocupado por la matriz, incluyendo el volumen ocupado por los poros/espacios vacíos, de acuerdo con las directrices de ASTM D3574-08 (ensayo A, sección 9-15).

La media aritmética de los tamaños de poros/espacios vacíos y la distribución de los mismos como una función del recuento de poros/espacios vacíos, así como la media aritmética de los grosores locales (y posiblemente la distribución de los mismos como una función del recuento de paredes de poro), puede cuantificarse por medio de UCT (tomografía computarizada ultrarrápida).

La rugosidad superficial puede medirse por medio de microscopia de fuerza atómica (AFM), de acuerdo con las directrices de ISO 13565-3.

El ángulo de contacto 0 y, por tanto, el carácter hidrófilo, puede determinarse usando el método de gota sésil.

En una realización preferida, los espacios vacíos/poros/RU de una matriz se llenan y se sellan temporalmente por un material biorreabsorbible o bioeliminable o extraíble (por ejemplo, diferente del material biodegradable de partida). Después del implante, dicho material experimenta una transición de fase de estado sólido a líquido en respuesta a estímulos químicos o físicos, tal como cambio en: la fuerza iónica, la temperatura local, el pH o en respuesta a estímulos externos tales como campo magnético o radiación (rayos gamma, rayos beta, rayos X), o por degradación, como resultado, por ejemplo, de reacciones enzimáticas o hidrolíticas o por extracción mecánica (por ejemplo, succión). Después de la disolución programada, la desintegración o extracción de dicho material, la región afectada de la matriz se vuelve accesible a las células y líquidos corporales. Esto favorece una colonización celular programada por fases en las diferentes regiones de la matriz.

En realizaciones preferidas, la matriz está:

1) recubierta con una proteína de unión a integrina, polipéptido, seudopéptido o una o más macromoléculas sintéticas, con el objetivo de potenciar el rendimiento biológicoin vitroy/oin vivo,en términos de adhesión celular y biocompatibilidad. Ejemplos no limitantes de aglutinantes de integrina y moléculas de adhesión celular y macromoléculas que pueden inmovilizarse en la superficie de la matriz incluyen: proteínas, péptidos, conjugados de proteína-péptido, polipéptidos y sus derivados modificados químicamente, tales como: colágeno; gelatina; laminina; fibronectina; vitronectina; proteínas séricas, motivo tripeptídico RGD (arginina-glicina-ácido aspártico), conjugados de RGD-proteína, derivados de RGD, polímeros sintéticos que contienen motivos peptidomiméticos de RGD en las unidades repetitivas; polímeros sintéticos de adhesión celular tales como poli(L-lisina);

2) cargada con moléculas biológicamente activas y/o fármacos con el objetivo de regular la respuesta celular contra dicha matriz después del implante, para impulsar el proceso de diferenciación celular y para realizar tratamientos farmacéuticos específicosin situ;

3) llenada con una o más sustancias y/u objetos radiopacos para el diagnóstico de tumores y enfermedades y para la detección de recidiva tumoral. Dichas sustancias y/o objetos radiopacos también pueden inmovilizarse en la superficie de la matriz;

4) llenada con materiales orgánicos y/o inorgánicos, tales como partículas metálicas o cerámica;

5) llenada con una o más sondas químicas para diagnóstico por imágenes moleculares. Dichas sondas también pueden inmovilizarse en la superficie de la matriz.

En realizaciones preferidas, la matriz opcionalmente incluye uno o más de los siguientes constituyentes adicionales:

uno o más activadores del receptor de adhesión celular, que están inmovilizados en la superficie de la matriz y/o están insertados como un monómero o como una unidad repetitiva en la estructura polimérica de la matriz;

uno o más inhibidores de enzimas reticulantes de colágeno, tales como uno o más inhibidores de la lisil-oxidasa (LOX) o transglutaminasa 2;

uno o más inhibidores de la actividad de citocinas TGF (factor de crecimiento transformante)-beta. Dicho uno o más inhibidores pueden inmovilizarse en la superficie de la matriz y/o copolimerizarse en la estructura polimérica de la matriz y/o liberarse desde la matriz al tejido y las células dentro de y circundantes/adyacentes a la matriz,in vitroy/oin vivo;

fármacos antitumorales, tales como antraciclinas y taxanos.

En una realización preferida, la matriz puede usarse para liberar y/o administrar a las células y tejidos cultivados,in vitro,y/o administrar a un tejido local cerca del sitio de implante y/o sistémicamente mediante administración parenteral,in vivo, una o más de las siguientes sustancias:

uno o más activadores de PPAR (receptor activado por proliferador de peroxisomas)-gamma; las moléculas pueden cargarse en la matriz durante su producción y/o pueden ser el resultado de descomposición química o enzimática de la estructura macromolecular de la propia matriz. Ejemplos no limitantes de activadores de PPAR-gamma son: (i) ácidos grasos metabólicos, tales como: ácido linoleico, ácido araquidónico, ácido oleico, ácido palmítico; ácido láurico; (ii) tiazolidindionas (TZD), tales como: rosiglitazona, pioglitazona y troglitazona; (iii) agonistas sintéticos de PPAR-gamma que actúan también como fármacos antinflamatorios, tales como: indometacina; fenoprofeno; ibuprofeno; ácido flufenámico;

moléculas y macromoléculas bioactivas, anticuerpos, péptidos, proteínas, componentes celulares, virus, también inactivados, o partes de virus, etc., por ejemplo, para productos terapéuticos personalizados y tratamientos preventivos. dichas sustancias bioactivas se cargan inicialmente en la matriz durante su producción o se inmovilizan en la superficie de la matriz en su estado original o encapsuladas en micro- y/o nanopartículas;

organismos vivos, tales como diferentes tipos de células (adultas, pluripotentes inducidas (iPS), células madre embrionarias y de sangre de codón umbilical, células diferenciadas, células del sistema inmunitario, etc.), como células individuales u organizadas, por ejemplo, en islotes u orgánulos y/o contenidas en macro- y/o micropartículas.

Los rasgos característicos mencionados anteriormente actúan sinérgicamente para reducir la respuesta a cuerpos exógenos contra dicha matriz después del implante y posibilitan la correcta señalización mecánica y bioquímica al tejido recién regenerado a través de dicha matriz, reforzando de ese modo el rendimiento biológicoin vivo.

En particular, la matriz confiere una suavidad o rigidez coincidente inmediata, comparable con la del tejido natural circundante/adyacente a dicha matriz o adyacente a la misma en el sitio de implante o comparable a la del tejido diana a regenerar y/o restablecer y/o crear a través de dicha matriz.

El grosor local notablemente bajo, combinado con el gran tamaño de poro/espacio/RU, la suavidad de la superficie y el carácter hidrófilo potenciado ayudan conjuntamente en dificultar la adhesión de monocitos y linfocitos durante las primeras horas después del implante y en impedir la adsorción de proteínas no específicas, incluyendo citocinas quimioatrayentes.

Los múltiples grosores locales y la ligera diferencia resultante en la rigidez de la pared de poro/filamento tienen como objetivo crear un gradiente mecánico a una escala micrométrica. Por tanto, las células hospedadoras pueden percibir señales mecánicas para la migración celular (mecanotaxia) a través del armazón.

Las propiedades mecánicas que coinciden con las del tejido diana, combinadas con la baja densidad de la matriz, ayudan a reducir la fricción local contra el tejido circundante/adyacente y, por consiguiente, a reducir las señales mecánicas relacionadas con el reconocimiento de macrófagos de dicha matriz como material exógeno.

El gran tamaño de poro indicado anteriormente, combinado con la liberación local de agonista de PPAR-gamma y posiblemente de inhibidores enzimáticos reticulantes de colágeno, dificulta el ensamblaje y engrosamiento de los haces de colágeno y ayuda a impedir la estratificación de fibroblastos alrededor del armazón, ralentizando, por tanto, la fibrosis interna y facilitando el remodelado del tejido desde un tejido fibrovascular a un tejido diferenciado blando, por ejemplo, tejido adiposo.

Además, el grosor local a escala micrométrica, combinado con las propiedades mecánicas coincidentes y con la liberación local de inhibidores de enzimas reticulantes de colágeno, tiene como objetivo reducir y/o evitar la calcificación del tejido vascular reclutado a través del tejido recién regenerado (Joveret al."Inhibition of enzymes involved in collagen cross-linking reduces vascular smooth muscle cell calcification", The Faseb Journal, 2018).

La matriz de acuerdo con la invención es particularmente adecuada para su uso como un armazón para reconstrucción de mama después de extirpación del tumor o deformidades debidas a traumatismo.

Dependiendo de los constituyentes, se idean otras aplicaciones biomédicas y farmacéuticas, incluyendo, sin limitación:

citoterapia (tipo I): la matriz se siembrain vitrocon células y se recoge un tejido vivo y se cultivain vitroa través de dicha matriz antes del implante en el organismo hospedador;

citoterapia (tipo II): la matriz se implanta sin células (libre de células) y un tejido y/o célula viva se trata para inyecciónin vivoen dicha matriz ya implantada en el organismo hospedador inmediatamente o en un momento posterior; como biorreactor: la matriz se implanta sin células (libre de células) y se deja colonizar y vascularizar por las células hospedadoras antes de inyectar las células terapéuticas en la matriz colonizada;

como una matriz descelularizada: la matriz se siembrain vitrocon células y se recoge un tejido vivo y se cultivain vitroen condiciones estáticas y/o dinámicas para permitir la producción de matriz extracelular sin los poros de la matriz. La matriz de construcción más células más matriz extracelular entonces se trata de acuerdo con procedimientos bien definidos para eliminar el componente celular indeseado;

en ensayos de cribado de fármacos, en donde las células se siembranin vitroen dicha matriz, después, la matriz de construcción más células se usa para ensayar la respuesta celular al fármaco ensayadoin vitro;

como un recubrimiento para dispositivos implantables: la matriz se coloca en la superficie de contacto entre dicho dispositivo y el tejido circundante/adyacente para reducir la reacción de cuerpos exógenos contra el dispositivo y para minimizar la contractura capsular;

para ensayos biológicosin vitro,con el objetivo de abordar los efectos de diferentes estímulos, incluyendo estimulaciones eléctricas y/o electromagnéticas, estimulación mecánica, estimulación molecular;

para liberar moléculas bioactivas, péptidos, fármacos;

para procedimientos estéticos y/o cosméticos, tales como aumento de mama y/o tratamiento de deformidades congénitas;

en cicatrización de heridas y reparación de partes lesionadas de tejidos biológicos y órganos.

Dichas aplicaciones no son mutuamente excluyentes, sino que pueden combinarse juntas.

Se informa de ejemplos no limitantes de matrices 10, 20, 30 de acuerdo con la invención en los siguientes ejemplos, junto con métodos de fabricación adecuados y biomateriales de partida para la fabricación de las mismas matrices.

Ejemplos

Ejemplos 1 a 6

Los ejemplos ilustran la preparación de matrices de baja densidad, flexibles y blandas (D <30 kg/m3, Ec <10 kPa) implantables biodegradables a base de poliuretano 10 (figura 1) por medio del método de espumación.

Un prepolímero terminado de poliisocianato polifuncional, que tiene un número promedio de grupos reactivos por macromolécula >3, se reticuló en presencia de un poliol de bajo peso molecular, de acuerdo con el índice de NCO en el intervalo de 95 a 110, de dos moléculas tensioactivas que tienen un número de HLB (diferencia en el equilibrio hidrófilo-lipófilo) de 4 y 12, respectivamente, y de un catalizado a base de organoestaño. La mezcla reactiva se mezcló por medio de una máquina personalizada de medición y mezcla, donde la temperatura de la mezcla reactiva en el cabezal de mezcla era de 30 °C. La mezcla reactiva se mezcló mecánicamente como se informa en la tabla 1 y se ilustra gráficamente en la figura 4 para los ejemplos 1 (línea negra) y 4 (línea gris), para conseguir una pluralidad de grosores locales de las paredes de poro 12 (figura 1) (grosor local medio <50 gm) y tamaños de poro heterogéneos (tamaño de poro promedio <15000 gm), distribuidos aleatoriamente a lo largo del volumen de la matriz. El proceso de mezcla mecánica incluyó las siguientes etapas:

mezclar la mezcla reactiva durante 2 a 20 segundos a 1000 hasta 10000 rpm para conseguir una mezcla rápida y eficaz de todos los componentes de la mezcla reactiva y para permitir la nucleación con burbujas de aire finas (10 gm < Oburbuja < 5 gm);

detener la mezcla durante 1 a 20 segundos para conservar la estabilidad de la nucleación de burbujas de aire micrométricas;

reiniciar la mezcla durante 2 a 50 segundos a 30 hasta 300 rpm para homogeneizar la mezcla reactiva después de que caiga el porcentaje de burbujas de gas y para nuclear las burbujas de aire macroscópicas (500 gm < Oburbuja < 10 000 gm);

ralentizar la velocidad de mezcla hasta 20 a 100 rpm para permitir la expansión de las burbujas de aire así obtenidas mientras se conserva la mezcla reactiva en aumento desde la caída o ebullición, hasta el punto de gelificación. La matriz prima reticulada se somete opcionalmente a múltiples ciclos de liofilización de acuerdo con las siguientes etapas:

1) realizar múltiples ciclos de compresión-descompresión hasta deformación de un 80 % a temperatura ambiente mientras la matriz se sumerge completamente en agua;

2) congelar a T <-5 °C durante al menos 2 horas;

3) descongelar;

4) drenar del agua no hinchada;

5) volver a congelar a T <-5 °C durante al menos 2 horas;

6) liofilizar;

7) repetir las etapas 2) a 6) al menos dos veces.

Las características morfológicas de las matrices así obtenidas se presentan en la tabla 2.

Tabla 1

Tabla 2

Para evidenciar las ventajas de la presente invención sobre la técnica anterior, una matriz de baja densidad producida de acuerdo con el ejemplo 4 (matriz I) se comparó con una de alta densidad producida de acuerdo con el ejemplo 1 del documento WO 2017/037649 A1 (matriz II). La comparación afectaba tanto a la morfología interna como al rendimiento biológico en términos de formación de cápsula fibrosa después de implante subcutáneo en modelo porcino. Ambas matrices pertenecían a la familia de espumas reticuladas a base de poliuretano-éster-éter.

La figura 5 muestra una imagen histológica de una sección teñida con hematoxilina y eosina (HE) de una matriz I explantada, después de 3 meses de implante subcutáneo en un modelo porcino. Los elementos correspondientes a los mostrados en la figura 1 se indican por los números de referencia correspondientes, con el sufijo A. El número de referencia 14 se refiere a la cápsula fibrosa externa, indicada también por un asterisco.

Las figuras 6 y 7 muestran imágenes de la matriz II de la técnica anterior, similares a las imágenes mostradas en las figuras 1 y 5, respectivamente. En las figuras 6 y 7, los elementos correspondientes a los mostrados en las figuras 1 y 5 se indican por números de referencia correspondientes, empezando con el dígito 4. La cápsula fibrosa externa 44 se indica mediante un asterisco doble.

Para determinar las propiedades morfológicas, se realizó una exploración UCT para una muestra de cada matriz. Las muestras se midieron con un haz cónico pCT en cámara disponible en el mercado (pCT 50, SCANCO Medical AG, Brüttisellen, Suiza) originado a partir de un tubo de rayos X de punto focal de 4 pm. Los fotones se detectan mediante un detector de área basado en CCD y los datos de proyección se reconstruyen en ordenador en una matriz de imagen de 3042 x 3042. La imagen de la exploración se segmentó con un umbral para material polimérico con absorción de rayos X >0,2 cm-1 (equivalente a -120 mg HA/ccm). El procesamiento de la imagen se realizó usando IPL (SCANCO Medical AG).

El uso de acuerdo con la invención de dos moléculas tensioactivas con números de HLB que difieren en al menos cinco puntos garantiza la micelización eficaz de los componentes reactivos de diferentes caracteres hidrófilos y reduce la coalición de poros rodeados por sustrato muy delgado de matriz polimérica especialmente durante la fase inicial de reticulación. La mezcla mecánica descrita anteriormente permite la nucleación eficaz de la mezcla reactiva y el control fino de la dimensión del poro, sin necesidad de manipular la viscosidad de la mezcla al emplear disolventes orgánicos, como en el documento W o 2017/037649 A1.

Las diferencias en términos de densidad, tamaño de poro promedio y grosor local entre las dos muestras analizadas se presentan en la tabla 3 y también son claramente evidentes en una comparación entre las figuras 1 y 6.

Tabla 3

En cuanto al rendimiento biológico, se implantaron matrices de gran volumen (V = 25 cm3) de forma subcutánea en minicerdos hembra de peso corporal promedio de 50 a 70 kg durante 3 meses, como matrices sin células. Después del sacrificio, los armazones, junto con los tejidos circundantes, se escindieron y se fijaron en formol tamponado neutro al 10 %. Las muestras fijadas en formol se incluyeron en cera de parafina, se seccionaron a un grosor de 4 pm, se tiñeron de forma rutinaria con hematoxilina y eosina (HE), y se evaluaron en un microscopio óptico para la evaluación histológica de la reacción del hospedador. Las imágenes histológicas de los explantes teñidos en las figuras 5 y 7 muestran diferencias significativas entre el grosor de las cápsulas fibrosas 14, 44 formadas alrededor de los dos armazones. En particular, la matriz I de baja densidad explantada producida de acuerdo con el método descrito en el ejemplo 4 de la presente invención se rodeó de una cápsula fibrosa delgada y discontinua 14 (grosor ~ 100 pm), mientras la matriz II de alta densidad producida de acuerdo con el ejemplo 1 del documento WO 2017/037649 A1 se rodeó de una cápsula fibrosa gruesa y compacta 44 (grosor -1200 pm). Se demostró que el crecimiento infiltrante de tejido dentro del armazón era parcial en la matriz II, debido a la formación de la cápsula fibrosa gruesa y compacta, mientras la matriz I se colonizó completamente por tejido blando conjuntivo vascularizado.

Ejemplos 7 y 8

Los ejemplos 7 y 8 ilustran la preparación de matrices implantables biodegradables 20 (figura 2) para la regeneración de volúmenes clínicamente relevantes de tejido blando y órganos por medio de impresión 3D estereolitográfica (SLA) de precursores fotocurables.

En el ejemplo 7, el precursor fotocurable era un precursor fotocurable que quitosano modificado químicamente que tenía un grado promedio de desacetilación molecular en el intervalo de un 30-90 %. Inicialmente, se prepararon dos soluciones: solución A: se disolvieron quitosano y norborneno-carbamida NB-CA en solución salina tamponada con fosfato PBS 1X pH 7,4, usando una relación equimolar entre grupos funcionales NH de quitosano y NB-CA y una concentración final en solución de un 20 % (p/v). La funcionalización de quitosano progresó a una temperatura de 40 °C a 60 °C durante 5 a 35 h, lejos de la exposición directa a la luz;

solución B: se mezclaron dipéptido de cisteinil-cisteína (reticulante de tiol) y péptido de laminina (aglutinante de integrina) a una relación ponderal de 1:1 en PBS 1X pH 7,4 y se agitó mecánicamente a 200 rpm a temperatura ambiente durante 20 minutos. La concentración final de solución B fue 100 mg/ml.

La solución B se añadió gota a gota a la solución A en agitación mecánica a 500 rpm, hasta que se obtuvo una solución homogénea, después se añadieron riboflavina (fotoiniciador), p-aminopropionitrilo (inhibidor de LOX) y berberina (agonista de PPAR-gamma) y se disolvieron en dicha mezcla antes de la carga en la cámara del aparato de impresión SLA-3D.

Se preparó un esquema de vector CAD del objeto final y se alimentó al aparato de impresión SLA-3D. Se estableció una exposición a luz UV-Vis en la longitud de onda visible, a 400 nm, y la potencia se estableció a 5 hasta 15 mW/cm-2. Se obtiene reticulación en un tiempo de 20 s a 30 s, dependiendo del volumen de la matriz y la potencia de la luz. En el ejemplo 8, el precursor fotocurable era una gelatina químicamente modificada. Como en el ejemplo 7, se prepararon dos soluciones:

solución A: se disolvió gelatina de tipo A de piel porcina que tiene una fuerza de gel de 300 g Bloom en PBS 1X pH 7,4 a 50 °C a la concentración de un 3 % (p/v). La viscosidad de la solución de gelatina se aumentó por medio de acoplamiento con ácido norbornen-5-carboxílico (NO-5-CA) a la relación molar de 1:1 entre NH2 de gelatina y COOH de NO-5-CA, respectivamente, en presencia de 1-etil-3-(3-dimetilaminopropil)-carbodiimida/N-hidroxisuccinimida EDC/NHS; solución B: se mezcló dipéptido cisteinil-cisteína (reticulante de tiol) a una relación ponderal de 1:1 en PBS 1X pH 7,4 y se agitó mecánicamente a 200 rpm a temperatura ambiente durante 20 minutos, a 50 °C.

La solución B se añadió gota a gota a la solución A en agitación mecánica a 500 rpm, hasta que se obtuvo una solución homogénea, después se añadieron alcanforquinona (fotoiniciador), (2-cloropiridin-4-il)metanamina (inhibidor de LOX) y berberina (agonista de PPAR-gamma) y se disolvieron en dicha mezcla antes de la carga en la cámara del aparato de impresión SLA-3D.

Como la estructura macromolecular de la gelatina contiene abundantemente el motivo RGD, como se describe en Berardi, A. C. (Ed.), "Extracellular Matrix for Tissue Engineering and Biomaterials", Humana Press (2018), no se añadió aglutinante de integrina adicional a esta formulación.

Se preparó un esquema de vector CAD del objeto final y se alimentó al aparato de impresión SLA-3D. Se estableció una exposición a luz UV-Vis en la longitud de onda visible, a 400 nm, y la potencia se estableció a 10 hasta 20 mW/cm-2. Se obtuvo reticulación en un tiempo de 30 s a 120 s, dependiendo del volumen de la matriz y la potencia de la luz. Las características morfológicas de matrices preparadas de acuerdo con los ejemplos 7 y 8 se presentan en la tabla 4.

Tabla 4

El grosor local de los filamentos poliméricos de dichas matrices (media aritmética 10 gm y 40 gm) se eligió para reducir la respuesta a cuerpos exógenos contra dichas matrices y para promover la mecanotaxia celular durante la fase de infiltración celular en y la colonización del armazón después del implante.

Está claro que la descripción anterior se ha dado solamente a modo de ejemplo no limitante y que son posibles cambios y modificaciones sin alejarse del alcance de la invención reivindicada en las siguientes reivindicaciones.

Claims (15)

REIVINDICACIONES

1. Matriz implantable biodegradable tridimensional (10; 20A...20H; 30A...30F) con respuesta reducida a cuerpos exógenos para la reconstrucción y/o regeneración y/o creación de tejido blando y/o conjuntivo y/u órganos, teniendo la matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) un componente sólido (12; 22A...22H) con poros/espacios vacíos interconectados (11; 21A...21H; 31A...31 F) que presentan una pluralidad de grosores locales con una media aritmética igual a o menor de 95 pm y un ángulo de contacto 0 igual a o menor de 110°, estando la matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) caracterizada por:

- una densidad igual a o menor de 40 kg/m3;

- dichos grosores locales del componente sólido (12; 22A...22H) están en dos intervalos de distribución, concretamente un intervalo superior de grosor local y un intervalo inferior de grosor local, en donde el intervalo inferior de grosor local es preferiblemente de 2 pm a 15 pm y más preferiblemente de 5 pm a 10 pm;

- un tamaño promedio de los poros/espacios vacíos (11; 21A...21H; 31A...31F) en el intervalo de 1000 a 15000 pm; - una rugosidad superficial Ra del componente sólido (12; 22A...22H) con una media aritmética igual a o menor de 3 pm.

2. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con la reivindicación 1, en donde

- dicha densidad está preferiblemente en el intervalo de 5 kg/m3 a 30 kg/m3 y más preferiblemente en el intervalo de 10 kg/m3 a 25 kg/m3;

- dicho intervalo superior de grosor local es preferiblemente de 20 pm a 45 pm y más preferiblemente de 25 pm a 40 pm;

- dicho tamaño promedio de los poros/espacios vacíos (11; 21A...21H; 31A...31 F) está preferiblemente en el intervalo de 2000 pm a 15000 pm, y más preferiblemente en el intervalo de 1000 pm a 5000 pm, y tiene una distribución tal que los poros/espacios vacíos con un tamaño promedio en el intervalo de 2000 pm a 10000 pm representan de un 30 % a un 100 %, preferiblemente de un 40 % a un 80 % y más preferiblemente de un 50 % a un 70 %, del recuento total de poros/espacios vacíos;

- dicho ángulo de contacto 0 está preferiblemente en el intervalo de 10° a 90° y más preferiblemente en el intervalo de 30° a 60°.

3. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con la reivindicación 1 o 2, que permite una coincidencia inmediata entre las propiedades mecánicas del volumen llenado con la matriz y las propiedades mecánicas del tejido diana.

4. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, en donde dicho tejido a reconstruir y/o regenerar y/o crear es un tejido blando, y en donde la matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) tiene:

- una elasticidad, expresada por una deformación permanente, medida de acuerdo con ASTM D395 - 16, igual a o menor de un 10 %, y

- un coeficiente de elasticidad por compresión (Ec) en el intervalo de 0,2 kPa a 100 kPa, preferiblemente menor de 5 kPa,

por lo que tiene la capacidad de recuperar su forma original después de una deformación de hasta un 70 % de deformación por compresión y un 130 % de deformación por tracción y es implantable mediante una estrategia quirúrgica mínimamente invasiva que incluye inyección en el sitio de implante o inserción por medio de una aguja o un tubo.

5. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, llenada con y/o funcionalizada en la superficie por:

- una o más sustancias y/u objetos radiopacos para el diagnóstico de tumores y para la detección de recidiva;

- uno o más materiales orgánicos y/o inorgánicos, incluyendo partículas metálicas o cerámica;

- una o más sondas químicas para diagnóstico por imágenes moleculares.

6. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, funcionalizada química y/o físicamente y/o recubierta con uno o más aglutinantes de integrina receptora celular y/o moléculas o macromoléculas de adhesión celular, en particular una o más proteínas, uno o más péptidos, uno o más polipéptidos, conjugados de proteína-péptido, uno o más seudopéptidos o una o más macromoléculas sintéticas, en donde dicho uno o más aglutinantes de integrina y una o más moléculas y macromoléculas de adhesión celular se eligen preferiblemente de:

- gelatina de origen vegetal o animal;

- colágeno;

- laminina;

- fibronectina;

- vitronectina;

- proteínas séricas;

- poli(L-lisina);

- polímeros sintéticos que contienen unidades repetitivas de peptidomimético;

- tripéptido RGD (arginina-glicina-ácido aspártico);

- motivo tripeptídico RGD;

- uno o más conjugado de RGD-proteína;

- derivados de RGD.

7. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, que incluye uno o más constituyentes adicionales elegidos de:

- activadores del receptor de adhesión celular;

- inhibidores de enzimas reticulantes de colágeno, incluyendo uno o más inhibidores de lisil-oxidasa (LOX) y transglutaminasa 2;

- inhibidores de la actividad de citocinas TGF (factor de crecimiento transformante)-beta;

- componentes de la matriz extracelular (ECM);

- fármacos antitumorales, incluyendo antraciclinas y taxanos.

8. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, dispuesta para liberar a las células y tejidos cultivados,in vitroy/o administrar a un tejido local cerca del sitio de implante y/o sistémicamente mediate administración parenteral,in vivo,uno o más de los siguientes:

- uno o más activadores de PPAR (receptor activado por proliferador de peroxisomas) gamma, preferiblemente elegidos de:

- ácidos grasos metabólicos incluyendo ácido linoleico, ácido araquidónico, ácido oleico, ácido palmítico; ácido láurico; - tiazolidindionas (TZD), incluyendo rosiglitazona, pioglitazona y troglitazona;

- agonistas sintéticos de PPAR-gamma que actúan también como fármacos antinflamatorios, incluyendo indometacina; fenoprofeno; ibuprofeno; ácido flufenámico;

- moléculas y macromoléculas bioactivas;

- organismos vivos y/o no vivos, incluyendo células, anticuerpos y/o virus, que también pueden liberarse al cuerpo completo hospedador;

- micro- y/o nanopartículas, que también pueden contener moléculas bioactivas o células o islotes celulares;

- uno o más marcadores radiomarcados o una o más sondas de diagnóstico para imágenes moleculares y diagnósticoin vivo.

9. La matriz (10; 30A...30F) de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, que consiste en una estructura porosa que tiene poros/espacios vacíos (11; 31A...31F) con formas y tamaños heterogéneos distribuidos aleatoriamente por todo el volumen de matriz.

10. La matriz (20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, que consiste en una pluralidad de unidades (23A...23H) de formas y tamaños predeterminados con poros abiertos/espacios vacíos interconectados, estando formadas dichas unidades de filamentos poliméricos (22A...22H) que definen los poros/espacios vacíos (21A...21 H) y repitiéndose a lo largo de los ejes de una estructura tridimensional.

11. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, que comprende además canales tridimensionales (34) interconectados con los poros/espacios vacíos (11; 21A...21H; 31A...31 F).

12. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, en donde los espacios vacíos/poros/unidades repetitivas se llenan temporalmente con y se sellan mediante un material biorreabsorbible o bioeliminable o extraíble, incluyendo posiblemente un biomaterial diferente del biomaterial de la matriz.

13. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, para la reconstrucción, creación y/o regeneración de volúmenes clínicamente relevantes de dicho tejido blando y/o conjuntivo y/u órganos, en particular volúmenes >20 cm3.

14. Una matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con la reivindicación 13, para reconstrucción y aumento de mama.

15. La matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) de acuerdo con cualquier reivindicación precedente para una o más de las siguientes aplicaciones:

- en primeras citoterapias, en que dicha matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) se siembrain vitrocon células y se recoge un tejido vivo y se cultivain vitroa través de dicha matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) antes del implante en el organismo hospedador

- en segundas citoterapias, en que dicha matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) se implanta sin células y un tejido y/o células vivas se inyectan en dicha matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) ya implantada en el organismo hospedador, inmediatamente o en un momento posterior;

- como un biorreactor, donde dicha matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) se implanta sin células y se deja colonizar y vascularizar por las células hospedadoras antes de inyectar células terapéuticas en la matriz colonizada;

- administración de células;

- como una matriz descelularizada, donde dicha matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) se siembrain vitrocon células y se recoge un tejido vivo y se cultivain vitroen condiciones estáticas y/o dinámicas para permitir la producción de matriz extracelular dentro de los poros/espacios vacíos (11; 21A...21H) de dicha matriz (10; 20A...20H; 30A...30F), y la matriz de partida más células más matriz extracelular después se tratada para eliminar el componente celular indeseado; - ensayos biológicosin vitro, incluyendo ensayos de cribado de fármacos, en que se siembran célulasin vitroen dicha matriz y se ensaya la respuesta celular al fármaco ensayadoin vitropor medio de la matriz más dichas células; - como recubrimiento para un dispositivo implantable, donde dicha matriz (10; 20A...20H; 30A...30F) se coloca en la superficie de contacto entre dicho dispositivo y el tejido circundante/adyacente para reducir la reacción a cuerpos exógenos contra el dispositivo y minimizar la contractura capsular; para la liberación y/o administración de moléculas bioactivas, péptidos, fármacos;

- como espaciador implantable para radioterapia de alta precisión;

- como diana para radioterapia;

- como dispositivo implantable para seguimiento activo después de extirpación del tumor y para el diagnóstico temprano de tumores y detección de recidiva tumoral.

- en la cicatrización de heridas y reparación/reconstrucción de partes lesionadas de tejidos biológicos y órganos, - para procedimientos estéticos y/o cosméticos incluyendo aumento de mama y/o tratamiento de deformidades congénitas;

- para cirugía cosmética.