ES2987675T3

ES2987675T3 - Método para preparar material a partir de tejido biológico

Info

Publication number: ES2987675T3
Application number: ES17797307T
Authority: ES
Inventors: Alexander Rzany; Wilhelm Erdbrügger; Tobias Kissling; Tobias Igelspacher; Bernhard Hensel
Original assignee: Biotronik AG
Current assignee: Biotronik AG
Priority date: 2016-11-07
Filing date: 2017-11-06
Publication date: 2024-11-15
Anticipated expiration: 2037-11-06
Also published as: EP3534979A1; EP3534979B1; US20190224369A1; WO2018083305A1; EP3318288A1; US11571495B2

Abstract

La invención se refiere a un método para preparar un tejido biológico para una aplicación médica, particularmente para su uso en una prótesis valvular cardíaca, en donde el método comprende las etapas de: descelularizar el tejido biológico por medio de una solución descelularizante para obtener una matriz extracelular acelular, solubilizar la matriz extracelular del tejido biológico y reticular las fibras de colágeno de la matriz extracelular solubilizada. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Método para preparar material a partir de tejido biológico

La presente invención se refiere a un método para preparar material para aplicaciones médicas, en particular para preparar material a partir de tejido biológico para uso en una prótesis valvular cardíaca (por ejemplo, una prótesis valvular cardíaca biológica), particularmente para reducir la fuga paravalvular de una prótesis valvular semejante. Una prótesis valvular cardíaca semejante (también denominada válvula cardíaca artificial) comprende normalmente valvas que comprenden o están formadas por un tejido biológico y están montadas sobre un cuerpo base de la prótesis. Dicho cuerpo base puede ser un stent expandible, particularmente autoexpandible, que se implanta después por medio de un catéter adecuado en la posición de la válvula natural defectuosa que ha de ser sustituida, particularmente por medio de lo que se denomina implantación de válvula aórtica a través de un catéter (TAVI). Sin embargo, también pueden usarse otras estrategias de implantación.

Después de la implantación de una prótesis valvular cardíaca semejante (particularmente por TAVI), puede producirse una fuga valvular, cuando la sangre escapa a lo largo de la prótesis implantada entre el exterior de dicha prótesis y la pared del vaso en el sitio de implantación (por ejemplo, en la región del anillo nativo). Tales fugas pueden dar lugar a complicaciones graves, que pueden producirse al usar sistemas autoexpandibles. Desafortunadamente, la gravedad de una complicación semejante se correlaciona en gran medida con el estado de salud del paciente. Por consiguiente, para pacientes débiles, el sellado de las fugas paravalvulares es muy importante.

El documento EP 2893905 A1 describe un dispositivo para reducir el flujo paravalvular asociado con válvulas cardíacas implantadas por vía percutánea que tiene un marco de soporte y un manguito que incluye material espumoso.

Un método para preparar tejido, en donde el tejido se reticula a temperaturas de 2 °C a 10 °C se presenta en el documento Ep 3165239 A1.

Por tanto, el problema abordado por la presente invención es proporcionar un material, así como proporcionar un método para preparar material a partir de tejido biológico, entre otras cosas, para reducir la fuga paravalvular después de la implantación de un implante tal como una prótesis valvular cardíaca.

El alcance de protección queda definido por las reivindicaciones. Cualquier “realización” o “ejemplo” descritos en la descripción, pero no cubiertos por las reivindicaciones deberán considerarse como presentados solo con fines ilustrativos. Las realizaciones en la descripción referidas a métodos de tratamiento no están cubiertas por las reivindicaciones.

Este problema se resuelve mediante un material esponjoso según la reivindicación 5, así como mediante un método según la reivindicación 1. Las realizaciones preferidas se exponen en las correspondientes reivindicaciones subordinadas y se describen a continuación. Otros aspectos de la presente invención se refieren a un implante y a un medio de sellado. Además, la invención se refiere al material esponjoso para uso como medio de sellado para un implante.

Se propone un método para preparar material de aplicación médica, particularmente para uso en prótesis valvulares cardíacas o en un stent, en donde el método comprende las etapas de:

- proporcionar una matriz extracelular de tejido biológico y descelularizar la matriz extracelular mediante una solución de descelularización para obtener una matriz extracelular acelular,

- solubilizar la matriz extracelular para obtener una suspensión que comprende la matriz extracelular acelular, - poner en contacto la matriz extracelular solubilizada con un agente reticulante, con lo que se obtiene una suspensión de tejido moldeable,

- reticular la suspensión de tejido moldeable durante un periodo superior a 12 horas a temperaturas por debajo de 0 °C en un molde, y

- opcionalmente secar previa estabilización el material reticulado obtenido con un prensado en caliente opcional posterior para reducir el grosor.

En un aspecto, la reticulación puede hacerse en moldes con el fin de obtener materiales de forma y tamaño bien definidos, por ejemplo, barras o cilindros con un tamaño de varios mm. Además, el material solubilizado puede aplicarse capa a capa a un material biológico, por ejemplo, por pulverización, inmersión, impresión o cualquier otro medio adecuado de aplicar una sustancia a un material. Sorprendentemente, el material reticulado resultante muestra un comportamiento esponjoso, es decir, el material puede comprimirse fácilmente y recupera su forma al retirar la compresión en condiciones húmedas, o experimenta un nuevo aumento significativo de amplitud y volumen al rehidratarse después de su secado previa estabilización adicional y prensado en caliente opcional.

El material reticulado obtenido presenta un comportamiento esponjoso sólido y puede aplicarse a (por ejemplo, la región de afluencia de) una prótesis valvular cardíaca, particularmente una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI. Esto es posible, por ejemplo, mediante el llenado de pequeñas bolsas de tejido con el material esponjoso o por fijación directa, por ejemplo, por cosido o adhesión del material esponjoso al implante. En la figura 4 se ilustran dos realizaciones de la aplicación del material esponjoso a una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI. Por tanto, el material resultante puede adaptarse perfectamente a la prótesis. Otra realización comprende pequeñas bolsas en el implante, por ejemplo, en el faldón exterior, que se llenan con la suspensión de tejido moldeable que después se reticula. De este modo, se proporciona un implante y en particular una prótesis valvular cardíaca que tiene material reticulado como se propone en este documento y preferiblemente material esponjoso en el exterior del implante en pequeñas bolsas para proporcionar sellado frente a la fuga paravalvular. En otra realización, las pequeñas bolsas se llenan con el material esponjoso ya reticulado y se sellan o adhieren (por ejemplo, con el adhesivo de tejido, como se propone en este documento) después de haber puesto el material en dichas pequeñas bolsas.

La presente invención se refiere además a la producción de una suspensión de tejido moldeable preparada a partir de un extracto de tejido opcionalmente descelularizado, que puede aplicarse a (por ejemplo, la región de afluencia de) una prótesis valvular cardíaca, particularmente una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI (por ejemplo, mediante pulverización o inmersión) y que, después de un secado previa estabilización opcional o un prensado en caliente opcional y la implantación en el cuerpo del paciente, experimenta un aumento significativo de grosor debido a rehidratación, de modo que la prótesis se fija en la región del anillo y es capaz de sellar fugas paravalvulares de manera fiable. Debe señalarse que el prensado en caliente no es una opción si el material ya está fijado en el implante; se supone que debe hacerse previamente.

La posibilidad de producir un material esponjoso a partir de un tejido biológico opcionalmente descelularizado de tal manera que, al procesarlo posteriormente, o bien puede comprimirse fácilmente y recupera su forma al retirar la compresión en condiciones húmedas o bien, después de su secado previa estabilización y prensado en caliente opcional, experimenta un aumento significativo de grosor tras la rehidratación, permite el uso de un material semejante para minimizar las fugas paravalvulares, particularmente en la región de afluencia de una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI o alrededor de dispositivos de oclusión tales como el oclusor del apéndice auricular izquierdo (LAA).

De manera innovadora, el material esponjoso descrito puede procesarse con moldes de cualquier forma. Esto permite obtener geometrías de tejido y estructuras de tejido que no se encuentran en el tejido natural, aunque, desde el punto de vista químico, el material es prácticamente idéntico al tejido biológico inicial reticulado. Estos moldes pueden configurarse con una superficie lisa para obtener un tejido con una superficie lisa, o los moldes pueden configurarse con una superficie estructurada para que la superficie del tejido adquiera una cierta estructura. El material esponjoso descrito puede adaptarse para conseguir propiedades óptimas, por ejemplo, para el cierre de fugas paravalvulares u otras aplicaciones deseadas. Además, la suspensión de la matriz extracelular que incluye el agente reticulante puede proporcionarse y/o aplicarse a dispositivos implantables tales como prótesis valvulares cardíacas por métodos adecuados, por ejemplo, mediante aplicación de la suspensión en varias capas a la prótesis o mediante su aplicación a la prótesis o a partes de la misma por inmersión de estas en la solución o mediante la unión de una pieza ya moldeada y perfectamente diseñada tridimensionalmente a la prótesis por adhesión o cosido. Otra ventaja de la presente invención es el hecho de que el material esponjoso, cuando se forma a partir de tejido biológico descelularizado, muestra menores complicaciones tromboembólicas y problemas relacionados con la biocompatibilidad, en comparación con materiales artificiales. Particularmente, no se usan sustancias diferentes de las que ya se usan para las partes de tejido de implantes y, en particular, una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI. Además, el material descelularizado tiene la ventaja específica de que la calcificación del material se reduce al mínimo.

Particularmente, con respecto al método según la invención, preferiblemente, el tejido biológico original se limpia y prepara exhaustivamente antes de la implantación. Al hacerlo, el tejido se modifica particularmente, de modo que no sea reconocido como tejido extraño por el cuerpo del paciente. Además, se supone que el tejido no debe calcificarse. Asimismo, un método semejante para preparar tejido puede comprender sustancialmente al menos tres etapas principales que pueden tener uno o varios procesos de lavado intermedios.

Una de estas etapas principales de preparación que puede aplicarse opcionalmente según el método propuesto en este documento es la denominada descelularización del tejido biológico. En dicha etapa, se eliminan del tejido biológico de la manera más completa posible las membranas celulares, proteínas intracelulares, núcleos celulares y otros componentes celulares para obtener una matriz extracelular limpia. Toda célula y componentes celulares que queden en el tejido biológico serían potentes puntos de partida, en particular, para una calcificación indeseada del material biológico del implante. La descelularización puede realizarse de distintas maneras. La diferencia estriba en gran medida en el agente de descelularización aplicado. Hay distintos tipos de agentes de descelularización que muestran influencia e impacto diferentes en la estructura del tejido. Un sistema adecuado que es tan suave que afecta lo menos posible a la estructura y las fibras de colágeno de la matriz extracelular a la vez que asegura la eliminación exhaustiva de todas o casi todas las células contenidas en esta del tejido biológico comprende un lipopéptido cíclico, en particular surfactina. En esta realización preferida de la invención, se usa para la descelularización un detergente que contiene surfactina en combinación con desoxicolato de sodio. En particular, el detergente contiene surfactina con una estructura cíclica, como se presenta a continuación:

(CH3)2-CH-(CH2)n B CH-CH2-CO B L-Glu B L-Leu B D-Leu B L-Val B L-Asp B D-Leu B L-Leu B O

Aquí, n = 8-12, preferiblemente 9 y Glu, Leu, Val, Asp representan los aminoácidos ácido glutámico, leucina, valina y ácido aspártico. En la figura 3 se proporciona un dibujo alternativo de la estructura de la surfactina.

También son ventajosos lipopétidos tales como daptomicina, caspofungina, artrofactina, equinocandina, iturina, siringomicina, siringopéptido y/o polimixina. Ventajosamente, el detergente contiene al menos un lipopéptido seleccionado de la lista siguiente: surfactina, daptomicina, caspofungina, artrofactina o del grupo constituido por equinocandina, iturina, siringomicina, siringopéptido y polimixina. En otra una realización preferida, estos agentes de descelularización suaves se usan en combinación con desoxicolato.

Otro sistema adecuado para la descelularización comprende dodecilsulfato de sodio (SDS, número CAS 151-21-3). La estructura del tejido se altera en mayor medida después de la descelularización con SDS, en comparación con los agentes de descelularización más bien suaves, y las fibras de elastina y colágeno se modifican irreversiblemente, al perder estas fibras su configuración espiral y adoptar una estructura lineal de tipo bastón. Por tanto, con SDS, las fibras descelularizadas son más alargadas y la estructura del tejido parece ser considerablemente más suelta. Otros agentes de descelularización adecuados son Triton X-100 y Tween 20.

Además, según una realización de la presente invención, dicha solución de descelularización comprende desoxicolato de sodio (número CAS 302-95-4) al 0,1-2 % p/v, particularmente desoxicolato de sodio al 0,5 % p/v y surfactina (número CAS 24730-31-2) al 0,01-0,2 % p/v, particularmente surfactina al 0,06 % p/v en una solución salina, particularmente de NaCl al 0,9 % p/v. Se prefiere particularmente una solución de descelularización semejante porque el desoxicolato de sodio y la surfactina pueden eliminarse muy fácilmente del tejido resultante. Además, según una realización alternativa de la presente invención, dicha solución de descelularización comprende SDS (número CAS 151-21-3), particularmente SDS al 0,1-10 % p/v, particularmente en una solución salina (por ejemplo, en NaCl al 0,9 % p/v).

Dentro del alcance de la presente solicitud, la indicación % v/v se refiere a un porcentaje en volumen. A menos que se especifique lo contrario con respecto a una solución, en las soluciones en este documento se usa agua como disolvente. Por consiguiente, 100 ml de una solución de glutaraldehído al 5 % v/v contienen 5 ml de glutaraldehído. La indicación % p/v se refiere, dentro del alcance de esta solicitud, a una proporción en peso. Por consiguiente, 100 ml de una solución de NaCl al 0,9 % p/v contienen 0,9 g de cloruro de sodio.

Particularmente, según una realización, el tejido biológico se descelulariza en una de dichas soluciones de descelularización descritas anteriormente durante aproximadamente 14 a 18 horas y en particular durante 24 horas a temperaturas elevadas, preferiblemente de 37 °C ± 5 °C.

Opcionalmente, después o de manera alternativa a la descelularización primaria con un detergente adecuado, como se describe en este documento, un tratamiento adicional con al menos una a-galactosidasa elimina los epítopos galactosa-a-1,3-galactosa-p-1,4-N-acetilglucosamina (en adelante, epítopos a-gal) de la superficie de la matriz extracelular. Con ello puede reducirse significativamente o incluso minimizarse o disminuirse por completo el riesgo de calcificación posterior y de complicaciones tromboembólicas y problemas relacionados con la biocompatibilidad. En una realización preferida, el tejido se trata con una a-galactosidasa. Sin embargo, igualmente es posible usar una combinación de a-galactosidasas. Esto significa que las a-galactosidasas usadas en combinación tienen una estructura y/u origen diferente; es decir, las a-galactosidasas se han producido en un organismo vivo diferente y/o tienen una estructura diferente.

Las a-galactosidasas, o también a-D-galactósido-galactohidrolasas, E.C.3.2.1.22, son enzimas capaces de catalizar la hidrólisis de restos galactosilo de los extremos no reductores de una multiplicidad de oligosacáridos y polisacáridos y también de galactolípidos y glucoproteínas. Con respecto a un tejido, las a-galactosidasas pueden usarse para eliminar restos a-1,3-galactosilo sobre y en el tejido. Se ha descubierto que los epítopos a-gal pueden eliminarse eficazmente de la superficie del tejido por tratamiento con a-galactosidasas, con lo que pueden reducirse las respuestas inmunitarias y las calcificaciones.

En una realización preferida de la invención, la matriz extracelular o la matriz extracelular solubilizada se trata con al menos una a-galactosidasa y preferiblemente con una a-galactosidasa alcalina. Las a-galactosidasas alcalinas se caracterizan por que tienen alta o su máxima actividad enzimática en medio alcalino y también tienen alta especificidad de sustrato. El uso de a-galactosidasas alcalinas es ventajoso, ya que de este modo es posible usar también ADNasas y ARNasas en paralelo con las a-galactosidasas. Las ADNasas y ARNasas se usan para eliminar los ácidos nucleicos residuales del tejido, los cuales también pueden contribuir a la fijación de calcio. Al combinar agalactosidasas con ADNasas y/o ARNasas puede lograrse una protección aún mayor contra la calcificación, en particular en un intervalo de pH de 7,1 a 8,0, más preferiblemente en un intervalo de pH de 7,2 a 7,8 y lo más preferiblemente demuestran la máxima actividad enzimática específica en un intervalo de pH de 7,3 a 7,6. Las agalactosidasas alcalinas preferidas proceden de Arabidopsis thaliana, Cucumis melo, Cucumis sativus, Oryza sativa, por ejemplo, del grupo Japonica, Pisum sativum, Solanum lycopersicum, Tetragonia tetragonioides y Zea mays. En una realización particularmente preferida, la matriz extracelular (sin tratar, acelular y/o solubilizada) se trata con una a-galactosidasa de la familia GH-36, más preferiblemente del subgrupo II de la familia GH-36 y aún más preferiblemente de Cucumis melo.

El tratamiento de la matriz con a-galactosidasa, por ejemplo, de Cucumis melo, puede llevarse a cabo a modo de ejemplo mediante la puesta en contacto de la matriz con la a-galactosidasa en una concentración de 1 unidad por ml (1 U/ml) en DPBS a temperatura ambiente y un pH de 7,4 durante 24 horas, y el lavado posterior con 200 ml de DPBS. El proceso de lavado puede repetirse varias veces en caso necesario.

Además, según el método de la presente invención, la solubilización de la matriz extracelular del tejido biológico comprende una de las siguientes etapas:

- solubilización química de la matriz extracelular, por ejemplo, mediante digestión ácida; la digestión ácida puede realizarse, por ejemplo, en HCl 1 N durante 12 horas, con posterior neutralización con NaOH, centrifugación para obtener los constituyentes de la matriz extracelular solubilizada y resuspensión del sedimento en NaCl al 0,9 % p/v para obtener una suspensión concentrada;

- solubilización enzimática de la matriz extracelular, por ejemplo, mediante desintegración con colagenasa; la desintegración enzimática puede llevarse a cabo, por ejemplo, con 4 U/ml de colagenasa de tipo IV de Clostridium histolyticum (Biochrom, n.o de catálogo C4-28; también pueden usarse otros tipos de proteinasas, especialmente proteinasas inespecíficas como, por ejemplo, “proteinasa K”) durante 12 horas en un tampón TES 50 mM (AppliChem, n.o de catálogo A1084) con Ca 10 mM, con posterior centrifugación para obtener los constituyentes de la matriz extracelular solubilizada y resuspensión del sedimento en NaCl al 0,9 % p/v para obtener una suspensión concentrada;

- solubilización mecánica en húmedo de la matriz extracelular, por ejemplo, por homogeneización mecánica en solución: por ejemplo, por molienda de la matriz extracelular para obtener una suspensión con un homogeneizador (Bertin, Precellys Evolution) y perlas de cerámica (Bertin, n.o de catálogo CK14) en NaCl al 0,9 % p/v; al hacerlo así, el tejido se enfría durante la homogeneización;

- solubilización mecánica en seco de la matriz extracelular en estado sólido, por ejemplo, por homogeneización de la matriz extracelular congelada, por ejemplo, mediante nitrógeno líquido, en forma de un desmenuzado de la matriz extracelular congelada por molienda (Bertin, Precellys Evolution, con perlas de cerámica (Bertin, n.o de catálogo CK14)) o mediante un mortero manual, con posterior descongelación de la matriz extracelular desmenuzada y resuspensión en NaCl al 0,9 % p/v.

La solubilización por desintegración enzimática del pericardio se realiza de la mejor manera con el uso de colagenasa de tipo IV, ya que el pericardio incluye gran cantidad de fibras de colágeno dominantes que se digieren bien mediante la colagenasa de tipo IV. Para otros tipos de tejido pueden resultar más adecuadas otras proteinasas, tales como la proteinasa K, que es más bien inespecífica.

La solubilización de la matriz extracelular transfiere tejido biológico de una forma predefinida (naturalmente) a otra forma capaz de conformarse como se desee, dado que se procesa posteriormente de manera específica como se describe en este documento. La solubilización de la matriz extracelular puede usarse además para limpiar la matriz de agentes de descelularización residuales y componentes celulares residuales por centrifugación y descarte posterior del sobrenadante.

Además, según una realización de la invención, se proporciona una solución diluida de la matriz extracelular solubilizada del tejido biológico (por ejemplo, en NaCl al 0,9 % p/v o DPBS sin Ca ni Mg; Lonza, n.o de catálogo 17-512Q, u otro tampón biológico), en donde dicha solución se centrifuga primero para obtener fibras de tejido y un sobrenadante que puede descartarse, y en donde las fibras de tejido obtenidas se resuspenden en DPBS sin Ca ni Mg para obtener una suspensión de tejido moldeable.

Dicho procedimiento tiene la ventaja de que se proporciona un material muy limpio para las etapas preparativas posteriores.

Asimismo, puede ser particularmente ventajoso mezclar matrices extracelulares solubilizadas por métodos diferentes para obtener la suspensión de tejido moldeable. Dicha realización tiene la ventaja particular de que la viscosidad de la suspensión puede ajustarse con precisión.

Además, según una realización, esta suspensión de tejido moldeable se dispone en un molde para generar una estructura tridimensional dimensionalmente (es decir, inherentemente) estable.

Además, según otra realización alternativa más, se proporciona una suspensión de una solución diluida de la matriz extracelular solubilizada del tejido biológico, por ejemplo, en DPBS sin Ca ni Mg, en donde dicha solución se centrifuga primero para obtener fibras de tejido y un sobrenadante que puede descartarse, y en donde las fibras de tejido se sumergen en una solución salina equilibrada con fosfato, particularmente sin Ca ni Mg (por ejemplo, DPBS sin Ca ni Mg), en donde las fibras se agitan particularmente con un vórtex y se mezclan en dicha solución para obtener una lechada homogénea. La lechada homogénea resultante se pone en contacto con el agente reticulante, por ejemplo, mezclando la lechada con glutaraldehído al 0,08-1 % p/v, para obtener una suspensión de tejido moldeable, en donde la suspensión de tejido moldeable resultante se introduce entonces en un molde para formar una estructura reticulada, en donde dicha reticulación de dichas fibras de colágeno tiene lugar en dicho molde. Se prefiere además eliminar las burbujas de la lechada, por ejemplo, mediante agitación suave constante, antes de poner en contacto la lechada con el agente reticulante. En una realización preferida de la invención, la reticulación se lleva a cabo, por ejemplo, a -25 °C, sin movimiento de la suspensión moldeable durante un periodo, por ejemplo, de tres días, lo que da como resultado un material que presenta una estructura y un comportamiento esponjosos. Opcionalmente, el material reticulado, y en particular dicho material esponjoso como se propone en este documento, puede secarse previa estabilización y opcionalmente puede prensarse en caliente, por ejemplo, antes o después de su aplicación a un implante, por ejemplo, una prótesis valvular cardíaca.

Asimismo, la aplicación de una etapa de solubilización como se propone anteriormente para la producción del material esponjoso según la invención facilita el uso de partes de tejido alternativas que normalmente no son adecuadas para la producción de valvas o elementos de faldón (por ejemplo, debido a su tamaño, grosor u otras propiedades estructurales), ya que el aspecto físico original del tejido se destruye. Esta posibilidad puede reducir los costes de producción.

Otra etapa principal de preparación del método propuesto en este documento comprende la reticulación del tejido biológico solubilizado como se indica anteriormente, en particular y en gran medida, las fibras de colágeno. Sin ceñirse a una teoría, se cree que la reticulación tiene lugar entre los grupos aldehído del agente reticulante (por ejemplo, glutaraldehído) y los grupos amino presentes naturalmente en el material biológico que va a reticularse. Después de haber puesto el material en contacto con el agente reticulante, un tratamiento térmico da como resultado la formación de numerosos enlaces de gran estabilidad química entre estos grupos de fibras de tejido próximas. Pueden prepararse ya estructuras tridimensionales estables al poner en contacto el material con el agente reticulante durante un periodo superior a 12 horas incluso a temperaturas por debajo de 0 °C. Debido a que la disposición espacial de las fibras de tejido en la matriz descelularizada y solubilizada está significativamente alterada, en comparación con el tejido biológico nativo, es posible aumentar la distancia media entre las fibras de tejido próximas. Este aumento de la distancia media y la mayor flexibilidad dan como resultado un material esponjoso. De este modo, el método propuesto en este documento proporciona un nuevo material de tejido esponjoso que puede adoptar prácticamente cualquier forma posible. Adicionalmente, puede comprimirse fácilmente en estado húmedo y recuperar la forma al retirar la compresión en condiciones húmedas. Además, el nuevo material muestra un comportamiento de hinchamiento diferenciado, con un aumento significativo de su grosor y volumen al rehidratarse después de su secado previa estabilización y prensado en caliente opcional.

Por consiguiente, según una realización de la presente invención, una solución diluida de la matriz extracelular solubilizada del tejido biológico se pone en contacto con un agente reticulante. En una realización preferida, el agente reticulante se aplica en una concentración del 0,01-5 % p/v, preferiblemente del 0,08-1 % p/v y más preferiblemente del 0,1 al 0,8 % p/v, preferiblemente en una solución salina equilibrada con fosfato. En una realización particularmente preferida del método propuesto en este documento, el agente reticulante es glutaraldehído, proporcionado en una concentración del 0,08-1 % p/v, particularmente del 0,5 % p/v, en una solución salina equilibrada con fosfato, particularmente sin Ca ni Mg (por ejemplo, en DPBS sin Ca ni Mg). Los agentes reticulantes adecuados son o pueden contener mezclas de glutaraldehído, carbodiimidas, formaldehído, acétales de glutaraldehído, azidas de acilo, cianimida, genipina, tanino, pentagaloilglucosa, fitatos, proantocianidinas, reuterina y compuestos que contienen grupos epoxi.

En otra realización particular preferida, la etapa de puesta en contacto con el agente reticulante y la reticulación inicial se realizan durante 12-120 horas, preferiblemente 48-96 horas, a temperaturas por debajo de 0 °C, preferiblemente a temperaturas de entre -5 y -40 °C y más preferiblemente a temperaturas de entre -15 y -30 °C, preferiblemente con una mezcla que contiene glutaraldehído. El material que ha estado en contacto con el agente reticulante en unas condiciones tan suaves muestra un comportamiento particularmente esponjoso.

Sin embargo, la puesta en contacto eficaz de la matriz extracelular solubilizada también puede llevarse a cabo de manera que la matriz se prepare bien para una reticulación eficiente. En otra realización, la matriz extracelular solubilizada se calienta en presencia de un agente reticulante durante al menos 1 a 20 días, preferiblemente 2 a 15 días a una temperatura de 25 a 60 °C, más preferiblemente en presencia de un aldehído, aún más preferiblemente glutaraldehído (en particular durante 2 días, por ejemplo, a 40 °C). Dicho procesamiento dará lugar a una alta carga de grupos aldehído dentro de la matriz extracelular solubilizada. Los grupos aldehído pueden actuar posteriormente al activarse como sitios de reticulación entre diferentes fibras de tejido.

Además, los inventores han descubierto que la eliminación de burbujas y/o desgasificación de la suspensión solubilizada antes y/o después de la puesta en contacto con el agente reticulante influye ventajosamente en las propiedades en relación con la elasticidad y estabilidad del material esponjoso resultante.

La puesta en contacto de la matriz extracelular solubilizada puede tener lugar por mezclado directo del agente reticulante con la matriz, por ejemplo, por adición de una solución del agente reticulante a una suspensión de la matriz solubilizada con agitación o sacudidas vigorosas. Sin embargo, la puesta en contacto con el agente reticulante también puede tener lugar y tener éxito por difusión muy lenta del agente reticulante en el material solubilizado. La difusión puede lograrse proporcionando el agente reticulante a un lado de una barrera (semi)permeable tal como un tejido finamente tejido o membranas de polímero porosas. Asimismo, la difusión se ralentiza al realizar la puesta en contacto con el agente reticulante a temperaturas por debajo de 0 °C, como se propone en este documento, es decir, con material solubilizado congelado. Una difusión y distribución homogénea puede lograrse cuando la matriz extracelular se proporciona en forma de una suspensión de la que se ha eliminado cualquier causa capaz de alterar la homogeneidad, por ejemplo, la suspensión se desgasifica y/o se eliminan las burbujas antes de ponerla en contacto con el agente reticulante.

Los moldes adecuados que permiten la difusión lenta del agente reticulante comprenden regiones que, por tanto, son preferiblemente (semi)permeables para el agente reticulante, de modo que este puede pasar a través de estas regiones del molde al tejido durante la reticulación para entrar en contacto con el tejido. Las regiones del molde o soportes preferiblemente porosos pueden tener una forma tridimensional (caras de contacto 3D) deseada o arbitraria. Estas regiones del molde pueden estar constituidas, por ejemplo, por soportes poliméricos de poros abiertos que, por sí mismos, no reaccionan con los agentes reticulantes (por ejemplo, policarbonato poroso). Por ejemplo, una manguera de polímero, por ejemplo, hecha de PTFE, puede hacer de molde. Otras regiones del molde o materiales de soporte (porosos) adecuados incluyen, por ejemplo, vidrio de borosilicato sinterizado, cerámicas o metales porosos. Además, pueden usarse como moldes mallas de alambre con aberturas de malla adecuadas, tales como de 10 |jm o con aberturas mayores, por ejemplo, revestidas con una membrana de polímero. El tamaño de poro, la distribución de poros y las propiedades mecánicas del soporte determinan el suministro de agente reticulante a la matriz.

La puesta en contacto de la matriz extracelular del tejido biológico con el agente reticulante no da lugar necesariamente a una reticulación extensiva de la matriz. Con frecuencia, el agente reticulante necesita una activación posterior para iniciar o potenciar el proceso de reticulación. Cuando se proporciona dicha activación, el tejido moldeable puede reticularse exhaustiva y extensivamente. El tejido moldeable reticulado preliminarmente solo en pequeña medida después de haber puesto la matriz extracelular solubilizada en contacto con el agente reticulante, puede reticularse exhaustivamente al proporcionar medios de activación como se propone en este documento, en particular calor. La extensión de la reticulación puede controlarse en función de la magnitud y/o la duración de la activación. La activación puede proporcionarse, por ejemplo, mediante luz, tal como luz UV, mediante activación química o mediante calor.

A continuación, se describen otras realizaciones que se refieren al método para preparar un material para aplicación médica. Estas realizaciones son particularmente adecuadas para producir un material esponjoso según la presente invención.

Según una realización de este método según la presente invención, la matriz extracelular solubilizada se transforma en una suspensión más concentrada, por ejemplo, por centrifugación y eliminación de exceso de sobrenadante. Posteriormente, la suspensión que comprende la matriz extracelular solubilizada se congela para formar un material congelado. Debido al proceso de congelación, también denominado moldeado en hielo, puede lograrse un material/estructura esponjosa (es decir, porosa o elástica) de baja densidad y alto cumplimiento, en donde la formación de la estructura porosa tiene lugar debido a la cristalización del agua. Particularmente, las microestructuras generadas pueden ajustarse controlando el proceso de congelación de la manera correspondiente. Además, según una realización del método según la presente invención, el material congelado se liofiliza, particularmente para estabilizar físicamente el material generado.

Además, según una realización del método según la presente invención, el material liofilizado se estabiliza químicamente, particularmente mediante su puesta en contacto con un agente reticulante adecuado (por ejemplo, que comprende glutaraldehído) para reticular el material.

Una pluralidad de agentes reticulantes pueden ser también adecuados y pueden contener o consistir en carbodiimida, formaldehído, acetales de glutaraldehído, azidas de acilo, cianimida, genipina, tanino, pentagaloilglucosa, fitato, proantocianidina, reuterina y/o compuestos epoxídicos.

Particularmente, según una realización del método según la presente invención, dicha congelación de la suspensión para formar un material congelado comprende introducir la suspensión en un molde poroso y congelar la suspensión alojada en el molde poroso para formar el material congelado, en donde el material poroso se pone en contacto con un agente reticulante, de modo que el agente reticulante entra en contacto con el material alojado en el molde y lo reticula.

Alternativamente, según una realización del método, la congelación de la suspensión para formar un material congelado comprende introducir la suspensión en un molde, congelar la suspensión alojada en el molde para formar el material congelado y retirar el material del molde, en donde, a continuación, el material se liofiliza para la estabilización física del material/parte formada.

Además, según una realización del método según la presente invención, después de haber llevado a cabo dicha liofilización del material, dicho material se pone en contacto con un agente reticulante para su reticulación.

Mientras que las realizaciones descritas anteriormente permiten la producción de un material esponjoso, el método según la invención también permite la formación de un material que comprende una estructura más densa y es adecuado para formar, por ejemplo, una valva valvular de una prótesis valvular cardíaca (por ejemplo, una prótesis valvular cardíaca de tipo<t>A<v>I). Según una realización semejante del método según la presente invención, la congelación de la suspensión para formar un material congelado comprende extender la suspensión para formar una capa y congelar la capa para formar el material congelado en forma de una capa congelada, en donde, posteriormente, la capa se liofiliza y opcionalmente compacta, por ejemplo, por medio del prensado o laminado de la capa. Después de dicha liofilización, la capa (o placa) se pone en contacto con un agente reticulante para la reticulación de la misma.

Particularmente, la capa puede recibir su forma final (por ejemplo, formarse como una valva valvular o un componente de la misma) mediante corte, particularmente corte con láser, mediante estampación o mediante cualquier otra tecnología adecuada.

Según una realización alternativa del método, puede obtenerse también una capa de material sin la congelación del mismo. En este caso, la suspensión se introduce en un recipiente, en donde la suspensión se prensa con un pistón poroso para formar una capa, en donde la fase líquida de la suspensión escapa a través de los poros del pistón. A continuación, la capa se pone en contacto con un agente reticulante para su reticulación. Antes de la reticulación, la capa puede compactarse, por ejemplo, mediante prensado o laminado. Asimismo, en este caso, el material/capa resultante puede recibir su forma final (por ejemplo, formarse como una valva valvular) mediante corte, particularmente corte con láser, o mediante estampación (véase también anteriormente).

Además, el método según la presente invención también puede emplearse para producir un material que contiene tejido biológico en forma de un tubo sin empalmes.

Según esta realización, la congelación de la suspensión para formar un material congelado comprende introducir la suspensión en un molde que comprende una cavidad en forma de tubo y congelar la suspensión para formar el material congelado en forma de un tubo, en donde, a continuación, el tubo se liofiliza y opcionalmente se compacta, por ejemplo, mediante laminado y/o mediante la aplicación de presión hidrostática. El prensado hidrostático puede lograrse por encapsulación del material liofilizado en una lámina elástica y aplicación de una carga hidrostática dentro de un líquido. Después de la liofilización, el tubo se pone en contacto con un agente reticulante para su reticulación. Particularmente, un tubo sin empalmes semejante puede usarse como cubierta biológica de un stent cubierto.

Además, otra realización del método según la presente invención permite la producción de un cuerpo base recubierto, que está particularmente recubierto con ajuste de forma. Aquí, en esta realización, la congelación de la suspensión para formar un material congelado comprende introducir la suspensión en un recipiente, sumergir un cuerpo base en la suspensión, retirar el cuerpo base de la suspensión y después congelar la suspensión que cubre el cuerpo base para formar el material congelado en forma de un recubrimiento del cuerpo base, en donde, a continuación, el recubrimiento se liofiliza y se pone en contacto con un agente reticulante para la reticulación de dicho recubrimiento. Este procedimiento puede usarse particularmente para recubrir cuerpos base en forma de faldones (por ejemplo, de prótesis valvulares cardíacas, particularmente prótesis valvulares cardíacas de tipo TAVI) o stents (los denominados stents cubiertos), o para superficies funcionalizadas biológicamente (por ejemplo, de implantes médicos).

Según otra realización, la suspensión según la presente invención puede usarse también como material para impresión en 3D. Particularmente, según otra realización del método según la presente invención, la suspensión se imprime en 3D en capas mediante un proceso de producción aditivo para formar una estructura en 3D, particularmente en forma de un implante médico o en forma de un componente de un implante médico.

Particularmente, en una realización, la estructura impresa en 3D se pone en contacto con un agente reticulante al imprimir la estructura en 3D o después de imprimir la totalidad de la estructura en 3D para la reticulación de dicha estructura. Según un aspecto de la presente invención, la matriz solubilizada que contiene el agente reticulante o el material esponjoso pueden usarse como medio de sellado o dispositivo de sellado para implantes. Para este uso, la matriz solubilizada que contiene el agente reticulante o el material esponjoso pueden prepararse según el método descrito en este documento. Adicionalmente, también es posible usar reticulación como medio de sellado para implantes. Pueden adquirirse fibras de colágeno de cultivos celulares y solubilizarse y reticularse por medios adecuados como se propone en este documento. Asimismo, el material esponjoso a base de fibras de colágeno reticuladas puede usarse como medio de sellado para implantes. Por consiguiente, la presente invención también se refiere a tales implantes que comprenden una suspensión de tejido moldeable a base de matriz extracelular solubilizada, o fibras de colágeno reticuladas o material esponjoso a base de fibras de colágeno reticuladas o material esponjoso como se propone en este documento como medio de sellado. Asimismo, es concebible que para una prótesis valvular cardíaca pueda producirse un ensamblaje completo de un faldón exterior y la parte de la valva a partir de una pieza impresa en 3D, sin ningún empalme para mantener estas partes unidas. De este modo, es concebible una prótesis valvular cardíaca que comprenda únicamente un medio estructural, por ejemplo, un stent, y componentes valvulares hechos de una pieza, como se describe anteriormente, que comprende el faldón exterior y la parte de la valva conjuntamente.

Los medios de sellado como se utilizan en este documento en el campo de los implantes y la implantación se refieren a material y partes de los implantes unidos normalmente al cuerpo del implante y adecuados para reducir o inhibir el flujo de líquido entre el implante y el tejido circundante. Asimismo, los medios de sellado pueden referirse a material o partes estructurales de implantes adecuados para cubrir o rellenar de manera bastante ajustada cavidades del cuerpo o partes potencialmente sueltas en el flujo sanguíneo. Pueden usarse medios de sellado a modo de ejemplo para reducir o inhibir la fuga paravalvular alrededor de una prótesis valvular, cubrir y sellar aneurismas o fijar, cubrir y sellar el apéndice auricular izquierdo y coágulos sanguíneos en el mismo.

Según una realización preferida de la presente invención, la suspensión de tejido moldeable que contiene un agente reticulante es un precursor del material esponjoso como se propone es este documento y puede aplicarse como medio de sellado a la prótesis valvular cardíaca (por ejemplo, a un tejido biológico de la prótesis valvular cardíaca) o al menos a un componente de la prótesis valvular cardíaca para reducir la fuga paravalvular de la prótesis valvular cardíaca implantada, en donde particularmente dicha suspensión de tejido moldeable se aplica al exterior de la prótesis valvular cardíaca de cara a la pared del vaso circundante en el sitio de implantación (por ejemplo, en la posición de la válvula nativa que ha de ser sustituida), en donde particularmente se aplican varias capas de la suspensión a dicho al menos un componente de la prótesis valvular cardíaca. Es concebible que la suspensión de tejido moldeable también pueda aplicarse con el propósito de sellado a otros implantes, tales como oclusores LAA o endoprótesis.

Además, en una realización, dicha prótesis valvular cardíaca o dicho componente de la prótesis valvular cardíaca tratados con la solución se estabilizan y se secan (por ejemplo, en una cámara climática, por ejemplo, a 40 °C y con el 10 % de humedad relativa, particularmente durante 12 horas). El secado previa estabilización contribuye significativamente al excepcional comportamiento de hinchamiento del material hinchable y esponjoso.

Según el método como se propone en este documento, preferiblemente se realiza una etapa de secado después de que el tejido que ha de secarse se haya puesto en contacto con agentes estabilizadores. Los agentes estabilizadores adecuados son, por ejemplo, polioles tales como glicerol o polietilenglicoles. En una realización preferida, el tejido que ha de secarse se estabiliza con más de un agente estabilizante antes de la etapa de secado. El secado se realiza preferiblemente en una estufa de secado a temperaturas por encima de la temperatura ambiente, por ejemplo, a 40 °C.

Además, opcionalmente se aplica un prensado en caliente a dicho componente/tejido tratado. Después de su secado previa estabilización y prensado en caliente, el material resultante adquiere el potencial de hinchamiento significativo aún en mayor grado que el ya descrito en este documento. El prensado en caliente puede llevarse a cabo preferiblemente a temperaturas elevadas por encima de 40 °C y de hasta 80 °C, preferiblemente a 60 °C con una presión aplicada de aproximadamente 1 a 7 N/mm2, preferiblemente de 3 a 5 N/mm2, durante 10 a 60 minutos, preferiblemente durante 20 a 40 minutos y lo más preferiblemente durante 30 minutos.

Al aplicar el medio de sellado en forma de suspensión al implante, puede prescindirse del cosido de otros materiales adecuados como tejido biológico (por ejemplo, pericardio), ya que dicho extracto/solución puede aplicarse de manera sencilla y está listo para su uso después de su estabilización y secado. El material obtenido procesado como se describe en este documento presenta características similares a las de los materiales biológicos usados normalmente, por ejemplo, pericardio, y por tanto no presenta propiedades perjudiciales y además muestra un comportamiento esponjoso, así como un aumento significativo de grosor al rehidratarse después de su secado previa estabilización y prensado en caliente opcional.

Según un aspecto de la invención, la matriz extracelular solubilizada que contiene un agente reticulante según la invención también puede usarse como adhesivo y, por consiguiente, para adherir, por ejemplo, uno o varios elementos de sellado (por ejemplo, procedentes de un tejido) a la superficie de una prótesis valvular cardíaca, lo que también facilita prescindir del cosido.

Particularmente, según otra realización más de la presente invención, el método comprende además proporcionar un primer y un segundo miembro formados a partir de un tejido biológico (particularmente tejido pericárdico porcino o bovino), en donde dicha suspensión se aplica a al menos uno de los miembros, y en donde los dos miembros se disponen uno con respecto del otro de modo que la suspensión forma una capa de suspensión intermedia en contacto con ambos miembros y dispuesta entre los dos miembros, y en donde los dos miembros se unen entre sí al poner en contacto la capa de suspensión intermedia y los miembros con un agente reticulante. Opcionalmente, la conexión puede estabilizarse además mecánicamente aplicando fuerza, por ejemplo, presión, a la conexión. Particularmente, los dos miembros pueden ser componentes de una prótesis valvular cardíaca (por ejemplo, una prótesis valvular de tipo TAVI). Particularmente, cada miembro puede formar una valva valvular de una prótesis valvular cardíaca o un componente de una valva valvular.

Según otra realización del método según la presente invención, el método comprende proporcionar un primer miembro formado a partir de un tejido biológico (particularmente tejido pericárdico, particularmente tejido pericárdico nativo, particularmente tejido pericárdico porcino o bovino), en donde dicha suspensión se aplica a una superficie de dicho primer miembro y en donde un segundo miembro, formado a partir de material esponjoso como se propone en este documento o a partir de un material esponjoso producido con el método como se propone en este documento, se dispone sobre el primer miembro, de modo que el segundo miembro está en contacto con la solución, y en donde los dos miembros y la suspensión se ponen en contacto con un agente reticulante para reticular la suspensión y el segundo miembro, y así unir los dos miembros entre sí. Esto proporciona una estructura que comprende un material soporte robusto (dicho tejido biológico) que soporta un material esponjoso. Particularmente, una estructura semejante, por ejemplo, los dos miembros unidos como se describe anteriormente, puede usarse como faldón de una prótesis valvular cardíaca (por ejemplo, una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI) o como material para un faldón semejante.

Según otro aspecto más de la presente invención, se describe un método para preparar un material para aplicación médica, en donde el método comprende las etapas de:

- proporcionar un cuerpo base a partir de un material esponjoso según la presente invención o producido por un método según la presente invención, y

- recubrir el cuerpo base con un recubrimiento, particularmente de modo que el recubrimiento encierre completamente el cuerpo base.

Según una realización de este método, el recubrimiento del cuerpo base con un recubrimiento comprende colocar el cuerpo base en una solución nutritiva en presencia de bacterias productoras de celulosa para formar un recubrimiento sobre el cuerpo base que comprende celulosa.

Alternativamente, según una realización, el recubrimiento del cuerpo base con un recubrimiento comprende encerrar el cuerpo base con al menos dos miembros formados a partir de tejido biológico (por ejemplo, tejido pericárdico, particularmente tejido pericárdico nativo, particularmente tejido pericárdico porcino o bovino), en donde los al menos dos miembros se unen entre sí mediante la aplicación de una capa de la suspensión descrita en este documento entre regiones adyacentes de dichos miembros y mediante la puesta en contacto de la suspensión y dichos miembros con un agente reticulante para reticular la suspensión y con ello unir los miembros entre sí.

Particularmente, un cuerpo base recubierto semejante puede usarse como medio de sellado de una prótesis valvular cardíaca (por ejemplo, una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI) frente a la fuga paravalvular, o como un implante en sí mismo, particularmente implantable a través de un catéter, por ejemplo. Particularmente, el cuerpo base puede comprender una forma toroidal. También, es posible aplicar el material esponjoso de una manera definida espacialmente. Por ejemplo, la suspensión moldeable puede aplicarse por deposición o pulverización. Al hacerlo así, la distribución geométrica del material esponjoso puede adaptarse para lograr un sellado óptimo. Además, la posibilidad de conformar/estabilizar el extracto/material en tres dimensiones permite la formación de geometrías complejas. En ello, pueden adoptarse y prepararse formas específicas para los medios de sellado que satisfagan de la mejor manera las exigencias para las diferentes válvulas en el corazón humano. Por consiguiente, pueden prepararse y proporcionarse medios de sellado a medida para cada válvula cardíaca.

Según una realización preferida de la presente invención, pueden usarse parches del material esponjoso como medios de sellado unidos al exterior de un implante, por ejemplo, una prótesis valvular cardíaca. En particular, estos parches pueden usarse en los espacios libres entre los filamentos del stent del armazón de la prótesis valvular cardíaca. Además, los parches pueden prepararse o cortarse en la forma exacta de los espacios libres entre los filamentos. Con dicha forma, estos parches se ajustan perfectamente para sellar el entorno exterior de un armazón soporte de una válvula cardíaca, sin ocupar a la vez demasiado espacio radial, lo que es una característica importante para TAVI.

Asimismo, el material esponjoso como se propone es este documento puede emparedarse en el exterior de una prótesis valvular cardíaca entre el armazón y un faldón exterior. En una realización semejante, se prefiere que el material esponjoso tenga una forma capaz de rodear el armazón (por ejemplo, un anillo, una pluralidad de parches o una banda circunferencial). Además, en una realización semejante, el material esponjoso se une al implante en una posición en la que el implante toca el tejido corporal en la posición implantada. Asimismo, el material esponjoso puede colocarse en bolsas o saquitos proporcionados en el faldón. En una realización semejante, las bolsas o saquitos se rellenan con una pieza o piezas adecuadas del material esponjoso y seguidamente la bolsa se cierra por los medios adecuados. El cierre puede hacerse de manera sellante o de manera que el líquido todavía pueda acceder al material esponjoso en el saquito o la bolsa. En otra realización, el material esponjoso puede unirse a un implante y preferiblemente a una prótesis valvular cardíaca en una disposición asimétrica, de modo que el material esponjoso no se proporciona de manera circunferencial y preferiblemente solo se proporciona en un lado del implante. Tal disposición es ventajosa cuando el implante puede ponerse en su lugar en el cuerpo del paciente con una orientación predefinida y solo se espera o desea el sellado en una posición específica en la posición de implantación. Al dotar al implante solo parcialmente del material esponjoso, el volumen de dicho implante puede reducirse ventajosamente.

Además, al omitir empalmes adicionales por cosido se reduce el volumen de trabajo y se evita la formación de perforaciones adicionales en el faldón interior de la prótesis para unir el medio de sellado a dicha prótesis.

Generalmente, y como ya se ha propuesto anteriormente, la solubilización del tejido facilita el uso de muchos tejidos de formas diferentes en el método propuesto en este documento. Por consiguiente, puede usarse todo tipo de tejido como material de partida para el método. El tejido adecuado puede proceder de mamíferos, incluidos los seres humanos, o no de mamíferos y, por tanto, tampoco ser de origen humano. En una realización preferida, el tejido procede de cerdo, oveja, cabra, caballo, cocodrilo, canguro, avestruz, mono, preferiblemente primate, pulpo, conejo o vaca. También, en una realización preferida, el tejido es pericardio, piel, ligamento, duramadre, tendones, peritoneo, capa submucosa o pleura.

Según otra realización, las estructuras esponjosas generadas con ayuda de dichos moldes se aplican a la prótesis valvular cardíaca como medio de sellado para reducir la fuga paravalvular de la prótesis valvular cardíaca implantada.

Según un aspecto de la invención, se propone un material esponjoso a base o procedente de material biológico. En este aspecto, se propone un material esponjoso que comprende, consiste, procede o está hecho de matriz extracelular y es elástico y presenta un contenido de agua del 80 al 99 % p/p y de 40 a 90 unidades de compresibilidad [UC]. A este respecto, la compresibilidad de un material se cuantifica poniendo un cilindro de prueba de 20 mm de diámetro y 150 g de peso durante 30 segundos sobre una muestra de un grosor mínimo de 15 mm. La compresibilidad en unidades de compresibilidad (UC) viene dada por la fórmula siguiente: compresibilidad = 100 * (profundidad de la muesca)/15 mm [UC]. El material está reticulado mediante un agente reticulante adecuado. En una realización preferida, el material está descelularizado. También, el material no contiene o no contiene sustancialmente epítopos a-gal. ;;Una ventaja principal del material esponjoso como se propone en este documento reside en su elasticidad, incluso en estado húmedo o a partir de este. El material es capaz de aumentar su volumen varias veces cuando se retira la presión aplicada sobre el mismo. De este modo, el material esponjoso puede usarse en implantes, por ejemplo, como medio de sellado para fugas paravalvulares, que se almacenan en húmedo. Por consiguiente, la etapa de secado del material de sellado deja de ser relevante para la preparación del implante. Además, el material esponjoso puede basarse en un tejido biológico biocompatible conocido que se haya usado en pacientes en el pasado sin provocar reacciones inflamatorias debidas a rechazo. Por consiguiente, con el material esponjoso propuesto en este documento puede proporcionarse un material elástico no artificial muy adecuado para implantación. Además, el material esponjoso no contiene ningún material polimérico sintético o no biológico. ;En una realización, el material esponjoso como se propone en este documento presenta de 40 a 70 unidades de compresibilidad [UC], lo que significa que el material tiene un pequeño grado de elasticidad. Tal material, cuando se aplica como medio de sellado para una fuga paravalvular es en particular adecuado para fugas esperadas menores. Este puede ser el caso cuando la válvula cardíaca original defectuosa todavía consiste en tejido blando y adopta una geometría más bien “normal”. ;En otra realización, el material esponjoso como se propone en este documento presenta de 65 a 90 unidades de compresibilidad (UC). Tal material, cuando se aplica como medio de sellado para una fuga paravalvular, es en particular adecuado para fugas valvulares esperadas más bien importantes. Este puede ser el caso cuando la válvula cardíaca original defectuosa consiste más bien en tejido más duro, debido a una fuerte calcificación, y puede adoptar una geometría más bien “inusual”. ;Según otro aspecto de la presente invención, se propone una prótesis valvular cardíaca que comprende un medio de sellado para reducir la fuga paravalvular de la prótesis valvular cardíaca implantada, en donde dicho medio de sellado comprende un material a base de tejido biológico que ha sido preparado mediante el método según la invención como se describe en este documento o tiene las propiedades del material esponjoso como se propone en este documento. ;Asimismo, la presente invención se dirige a una prótesis valvular cardíaca que comprende un medio de sellado para reducir la fuga paravalvular de una prótesis valvular cardíaca, en donde dicho medio de sellado se aplica a un implante, preferiblemente una prótesis valvular cardíaca, preferiblemente en varias capas por pulverización, extensión, inmersión, electrohilado y/o deposición de líquido. ;La extensión puede comprender la aplicación de dicho medio de sellado, por ejemplo, mediante un pincel, una pieza de tela u otros medios adecuados para aplicar un medio liquido en pequeñas dosis sobre una gran superficie. La deposición de líquido puede comprender la aplicación de dicho medio de sellado a la superficie deseada, por ejemplo, por medio de una aguja o una cánula. ;Según otro aspecto de la presente invención, la matriz extracelular solubilizada que contiene un agente reticulante adecuado puede usarse como precursor para medios de sellado en implantes, en particular en prótesis valvulares cardíacas o dispositivos de oclusión. Asimismo, la presente invención se dirige al uso de la matriz extracelular solubilizada que contiene un agente reticulante adecuado como adhesivo en el campo médico, en particular como adhesivo en implantes o como adhesivo para incisiones quirúrgicas. Asimismo, la presente invención se dirige al uso de material esponjoso como se propone y caracteriza en este documento como medio de sellado para implantes como se describe en este documento. En particular, el material esponjoso puede usarse como medio de sellado en prótesis valvulares cardíacas o prótesis valvulares venosas para reducir o inhibir la fuga paravalvular. También, el material esponjoso puede usarse como medio de sellado para oclusores LAA. Además, el material esponjoso puede usarse como material de relleno para aneurismas u otras cavidades causadas en el cuerpo por enfermedades o intervenciones quirúrgicas. Adicionalmente, el material esponjoso como se propone en este documento puede usarse como dispositivo de revestimiento anular o parte del mismo. Un dispositivo de revestimiento anular puede comprender el material esponjoso propuesto en este documento en forma de anillo e implantarse, por ejemplo, en la válvula natural defectuosa como dispositivo de sellado adicional cuando se implanta la prótesis valvular cardíaca. Asimismo, el material esponjoso puede prepararse con forma de tubo y puede montase en un stent. Tal endoprótesis endovascular cubierta con el material esponjoso puede desplegarse en el sitio de un aneurisma para contribuir a prevenir la rotura del vaso. En particular, una endoprótesis semejante tiene la ventaja de ser un medio de sellado elástico, pero que a la vez proporciona biocompatibilidad para evitar más irritaciones en el sitio del aneurisma. ;Además, según otro aspecto más de la presente invención, se describe un implante (por ejemplo, en forma de una prótesis valvular cardíaca, particularmente una prótesis valvular cardíaca de tipo<t>A<v>I, o en forma de un stent, particularmente un stent cubierto), que comprende al menos uno de los siguientes: ;- una capa, que particularmente forma una valva valvular o un componente de la misma, producida con el método descrito en este documento, ;- un tubo, que particularmente forma una cubierta del implante (en donde el implante es, por ejemplo, un stent cubierto), en donde el tubo se produce con el método descrito en este documento, ;- un cuerpo base recubierto con un recubrimiento mediante el método descrito en este documento, ;- un primer y un segundo miembro unidos entre sí según el método descrito en este documento, en donde particularmente el primer y el segundo miembro forman componentes de un implante en forma de una prótesis valvular cardíaca, particularmente una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI, ;- un material producido mediante un método según la presente invención. ;Otras características y ventajas de la presente invención y realizaciones de la misma se explicarán a continuación, con referencia a las figuras y ejemplos específicos de la presente invención, en donde: ;La figura 1 muestra un diagrama de bloques de un método ilustrativo según la presente invención como se describe adicionalmente en el ejemplo 1. ;La figura 2A muestra un ejemplo de una pieza del material esponjoso (una varilla de 8 mm de diámetro) consistente en pericardio porcino preparado como se describe en el ejemplo 4. Además, en la figura 2A, a la izquierda, una carga externa de 200 g (25 mm de diámetro) comprime el material hasta aproximadamente 1 mm. En la figura 2B inferior, la muestra se observa 15 segundos después de retirar la carga externa aplicada. La geometría inicial de la muestra se recupera por completo, lo que demuestra las propiedades esponjosas. ;La figura 3 es un dibujo alternativo de la fórmula estructural de la surfactina. ;Las figuras 4A y 4B muestran dos realizaciones de la aplicación del material esponjoso a prótesis valvulares cardíacas de tipo TAVI. En la figura 4A, el material esponjoso (texturizado con círculos grises) se aplica como anillo de sellado al exterior del stent valvular por cosido o adhesión. En la figura 4B, el material esponjoso se aplica al interior del stent valvular mediante la formación de pequeñas bolsas de tejido en el material del faldón convencional que se rellenan con el material esponjoso. Debido a su comportamiento esponjoso, el material es capaz de expandirse hacia el exterior del stent valvular como anillo de sellado. ;Ejemplos;Ejemplo 1(no según la invención reivindicada) ;En lo siguiente se describe un ejemplo de un proceso para la producción de un extracto a partir de un tejido biológico descelularizado (por ejemplo, a base de pericardio porcino) y su aplicación a una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI, en donde el material resultante experimenta un aumento significativo de grosor al rehidratarse (en el sitio de implantación). ;Las sucesivas etapas individuales de este ejemplo del método según la invención se representan en la figura 1. En la etapa 1, se recoge pericardio porcino de un cerdo en un matadero y se almacena en una solución salina isotónica (0,9 % p/v; Fresenius-Kabi) a una temperatura de 4 °C durante 2-6 horas. La solución contiene cloruro de sodio, así como penicilina y/o estreptomicina para impedir el crecimiento bacteriano. ;En la etapa 2, el tejido se prepara, húmedo, en solución salina isotónica (0,9 % p/v; Fresenius-Kabi). Es decir, las capas del pericardio se separan entre sí, los tejidos graso y conectivo adheridos se retiran cuidadosamente y el tejido se corta al tamaño y en la forma para la aplicación deseada. ;Después de lavar durante 5 minutos con una solución salina isotónica (por ejemplo, 100 ml, 0,9 % p/v; Fresenius-Kabi) con ligero movimiento del tejido en la etapa 3, el tejido se descelulariza en la etapa 4. ;La descelularización en la etapa 4 tiene lugar con un detergente que comprende una solución tampón con sufactina. En este ejemplo de realización de la invención, se disuelve surfactina (Sigma-Aldrich, surfactina de Bacillus subtilis, n.o de catálogo S3523) a una concentración del 0,06 % p/v en la solución salina isotónica (0,9 % p/v; Fresenius-Kabi) en presencia de desoxicolato de sodio al 0,5 % p/v (Sigma-Aldrich, ácido desoxicólico, n.o de catálogo D6750). El tejido se mantiene en esta solución, por ejemplo, durante 20 horas a 37 °C. Durante este tratamiento, el tejido se limpia prácticamente por completo de componentes celulares incluidos en el mismo sin que se altere sustancialmente la estructura de las fibras de colágeno. Como también se expone anteriormente, la descelularización con desoxicolato y surfactina procesa el tejido suavemente con el fin de eliminar los componentes celulares para así obtener la matriz extracelular pura compuesta predominantemente de colágeno y elastina. ;Alternativamente, el tejido puede descelularizarse con SDS al 0,5 % p/v en solución salina isotónica (0,9 % p/v; Fresenius-Kabi) durante un periodo de 24 horas a 37 °C. Al tratar el tejido pericárdico con el detergente fuertemente desnaturalizante SDS, el colágeno y la elastina experimentan adicionalmente alteraciones irreversibles en su estructura. Las estructuras espirales se disuelven y se forman proteínas en forma de varilla, de mayor longitud media. ;En la etapa 5, el tejido se lava en 100 ml de solución salina isotónica (0,9 % p/v; Fresenius-Kabi) a temperatura ambiente con ligero movimiento. La etapa 5 se repite aquí en este ejemplo de realización de la invención 8 veces durante 10 minutos para eliminar el detergente residual. ;A continuación, en la etapa 6, el tejido se solubiliza, por ejemplo, mediante digestión ácida en HCl 1 N durante 12 horas con posterior neutralización con NaOH, centrifugación para obtener los constituyentes de la matriz extracelular solubilizada y resuspensión del sedimento en NaCl al 0,9 % p/v para obtener una solución concentrada del extracto de tejido. ;Alternativamente, el tejido se solubiliza por desintegración enzimática, por ejemplo, mediante 4 U/ml de colagenasa de tipo IV de Clostridium histolyticum (Biochrom, n.o de catalogo C4-28) durante 12 horas en un tampón TES 50 mM (AppliChem, n.o de catálogo A1084) con Ca 10 mM, se centrifuga para obtener los constituyentes de la matriz extracelular solubilizada y el sedimento se resuspende en NaCl al 0,9 % p/v para obtener una solución concentrada del extracto de tejido. ;Alternativamente, la matriz extracelular puede solubilizarse mediante homogeneización mecánica en húmedo por molienda de la matriz extracelular con un homogeneizador (Bertin, Precellys Evolution) y perlas de cerámica (Bertin, n.o de catálogo CK14) en NaCl al 0,9 % p/v para obtener una suspensión, con lo que el tejido se enfría durante la homogeneización. ;Alternativamente, el tejido se solubiliza mecánicamente en estado sólido, por ejemplo, por homogeneización de la matriz extracelular congelada, por ejemplo, mediante nitrógeno líquido, en forma de un desmenuzado de la matriz extracelular congelada por molienda (Bertin, Precellys Evolution con perlas de cerámica (Bertin, n.o de catálogo C14)) o mediante un mortero manual, descongelación de la matriz extracelular desmenuzada y resuspensión en NaCl al 0,9 % p/v. ;Preferiblemente, la etapa de solubilización se continúa hasta que obtener pequeñas partes de tejido o fibras de tejido con un tamaño medio suficiente y/o deseado. Pueden obtenerse fácilmente partículas de tamaño micrométrico. La producción de un tamaño de partícula o fibra deseado puede realizarse en las cuatro variantes de manera óptima. Como ya se ha explicado en este documento, las fibras de tejido largas y lineales son ideales para lograr un material esponjoso óptimo con una capacidad de hinchamiento máxima. ;A continuación, en la etapa 7, la matriz extracelular solubilizada se pone en contacto con un agente reticulante (en este caso glutaraldehído) para formar una solución diluida. Esto puede hacerse por dilución del extracto de tejido en DPBS sin Ca ni Mg (Lonza, n.o de catálogo 17-512Q) y la adición de glutaraldehído (Sigma-Aldrich, solución de glutaraldehído, n.o de catálogo G7651) preferiblemente en una concentración del 0,08-1 % p/v. ;Después, en la etapa 8, esta solución se trata térmicamente durante 1 hora a 40 °C en una estufa para la formación de una alta concentración de grupos aldehído libres dentro de la matriz extracelular solubilizada y presentar una suspensión de tejido moldeable con precursores activados. La etapa de formación de una alta concentración de grupos aldehído reactivos dentro de la matriz extracelular solubilizada puede optimizarse ajustando con precisión la temperatura de reacción, la concentración de glutaraldehído y el tiempo de reacción. ;A continuación, en la etapa 9, la suspensión de la etapa 8 se aplica en varias capas a una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI, por ejemplo, por deposición o pulverización sobre ella o por inmersión de la válvula cardíaca o un componente específico de la misma, preferiblemente el tejido del faldón de la prótesis, en la solución. Alternativamente, la suspensión puede aplicarse por medio de una cánula, una aguja o un pincel. Entre la aplicación de dos capas sucesivas puede llevarse a cabo un procesamiento térmico intermedio a 60 °C para activar la reticulación química. Dependiendo del agente reticulante, pueden aplicarse medios de activación alternativos, tales como luz UV, activadores químicos y similares. ;En otra realización, en la etapa 9 del proceso, las fibras de tejido activadas químicamente se aplican, por ejemplo, capa a capa, sobre una prótesis valvular cardíaca (por ejemplo, una prótesis de tipo TAVI). ;Posteriormente, en la etapa 10, el tejido obtenido en la etapa 9 se estabiliza con glicerol y polietilenglicoles y se seca en una cámara climática. Esto puede hacerse, por ejemplo, por lavados sucesivos del material con soluciones acuosas de glicerol al 20 % v/v (37 °C, 2 horas), polietilenglicol al 20 % v/v (peso molecular medio de 400 g/mol, 37 °C, 2 horas), polietilenglicol al 20 % v/v (peso molecular medio 6000 g/ml, 37 °C, 2 horas), acompañados de movimiento suave y secado en una cámara climática a 40 °C y con el 10 % de humedad relativa durante 12 horas. ;Opcionalmente, el material seco se somete a prensado en caliente a 60 °C con una presión aplicada de aproximadamente 3 N/mm2 durante 30 minutos, si ello es técnicamente posible en la prótesis valvular cardíaca. Finalmente, en la etapa 11, la prótesis valvular cardíaca se monta en un catéter y se esteriliza, por ejemplo, mediante tratamiento estándar con óxido de etileno (EtO). ;Ejemplo 2(no según la invención reivindicada) ;Para el ejemplo 2, se llevan a cabo las etapas 1 a 6 como se describe en el ejemplo 1. Las etapas posteriores se llevan a cabo de manera diferente con el fin de obtener un objeto tridimensional sólido compuesto enteramente del material esponjoso hinchable como se describe en este documento. ;La matriz extracelular solubilizada obtenida en la etapa 6 se centrifuga primeramente (3000 g durante 10 minutos) y el sobrenadante se descarta. Las fibras de tejido se sumergen entonces en DPBS sin Ca ni Mg (Lonza, n.o de catálogo 17-5112Q) y a partir de ellas se forma una suspensión homogénea y viscosa de concentración definida por agitación en vórtex y mezclado. A continuación, la suspensión resultante se mezcla con glutaraldehído (Sigma-Aldrich, solución de glutaraldehído, n.o de catálogo G7651) de modo que el glutaraldehído tenga una concentración del 0,08-1 % p/v. La suspensión moldeable resultante se introduce entonces en un molde que se cubre para impedir la evaporación. La reticulación se realiza sin más movimiento, por ejemplo, a 60 °C durante tres días. ;El molde resultante puede secarse después de su estabilización y opcionalmente prensarse en caliente como en la etapa 10 del ejemplo 1 para obtener un material esponjoso hinchable como se propone en este documento. ;El material obtenido es sólido y opcionalmente puede cortarse en cualquier forma deseada, por ejemplo, con tijeras o escalpelos. El material resultante puede unirse a una prótesis valvular de tipo TAVI, por ejemplo, por cosido al stent o tejido metálico, por ejemplo, preferiblemente al material del faldón. ;Finalmente, la prótesis valvular cardíaca se monta en un catéter y se esteriliza, por ejemplo, por tratamiento estándar con óxido de etileno (EtO) como en la etapa 11 del ejemplo 1. ;Ejemplo 3(no según la invención reivindicada) ;Para el ejemplo 3, las etapas 1 a 7 se llevan a cabo como se describe anteriormente. Las etapas posteriores se llevan a cabo de manera diferente con el fin de obtener un material esponjoso hinchable como se describe en este documento. ;La suspensión de tejido moldeable obtenida en la etapa 7 se centrifuga primeramente (3000 g durante 10 minutos) y el sobrenadante se descarta. Las fibras de tejido obtenidas se mezclan mecánicamente para obtener un material plastificado rígido. Este material altamente viscoso puede disponerse en un molde y de este modo estructurarse tridimensionalmente. Una etapa de prensado adicional es opcional. Las estructuras obtenidas son dimensionalmente estables y se estabilizan permanentemente por reticulación con glutaraldehído al 0,08-1 % p/v (Sigma-Aldrich, solución de glutaraldehído, n.o de catálogo G7651) en DPBS sin Ca ni Mg (Lonza, n.o de catálogo 17-512Q, por ejemplo, a 60 °C durante 3 días. ;El molde resultante puede secarse entonces tras su estabilización y opcionalmente prensarse en caliente como en la etapa 10 del ejemplo 1 para obtener un material esponjoso hinchable como se propone en este documento. ;El material obtenido es sólido y puede cortarse opcionalmente en cualquier forma deseada, por ejemplo, con tijeras o escalpelos. El material resultante puede unirse a una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI, por ejemplo, por cosido al stent o tejido metálico, por ejemplo, preferiblemente al material del faldón. ;Finalmente, la prótesis valvular cardíaca se monta en un catéter y se esteriliza, por ejemplo, por tratamiento estándar con óxido de etileno (EtO) para tejido seco como en la etapa 11 del ejemplo 1 o por un proceso de esterilización de líquido para tejido húmedo. ;Ejemplo 4;Para el ejemplo 4, las etapas 1 a 5 se llevan a cabo como se describe anteriormente. Las etapas posteriores se llevan a cabo de manera diferente con el fin de obtener un material esponjoso hinchable como se describe en este documento. ;La etapa 6 del ejemplo 1 puede llevarse a cabo como se describe anteriormente, preferiblemente el tejido se solubiliza por molienda de la matriz extracelular en húmedo con un homogeneizador (Bertin, Precellys Evolution) y perlas de cerámica (Bertin, n.o de catálogo CK14) en DPBS sin Ca ni Mg (Lonza, n.o de catálogo 17-512Q) para obtener una suspensión; de este modo el tejido se enfría durante la homogeneización. ;En particular, se obtienen piezas de tejido de aproximadamente 400 mg de peso húmedo, se colocan en tubos de 7 ml (Bertin, n.o de catálogo KT03961-1-307.7) y se añaden 5 ml/g de DPBS sin Ca ni Mg (Lonza, n.o de catálogo 17-512Q). El material se homogeneiza, por ejemplo, aproximadamente 20-30 veces a 8800 rpm durante 10-20 segundos. Entre las etapas de homogeneización, las muestras se enfrían, por ejemplo, en un baño de hielo, hasta que la temperatura queda por debajo de 8 °C, para evitar la desnaturalización. Preferiblemente, la homogeneización se continúa hasta obtener pequeñas partes de tejido o fibras de tejido con un tamaño medio suficiente y/o deseado. A continuación, se eliminan las burbujas de la suspensión de matriz extracelular obtenida, por ejemplo, poniendo el material solubilizado en un agitador horizontal con movimiento moderado a 37 °C durante 15 minutos o mediante agitación (por ejemplo, 300 rpm durante 30 minutos). Opcionalmente, la suspensión de tejido puede concentrarse para aumentar la viscosidad mediante la aplicación de calor, por ejemplo, 50 °C, durante la eliminación de las burbujas. ;Posteriormente, la suspensión de tejido moldeable y viscosa se introduce en moldes mediante una pipeta de 1 ml, y de este modo puede estructurarse tridimensionalmente. Preferiblemente, los moldes son semipermeables, con un tamaño de poro por debajo del tamaño medio de las fibras obtenidas en la suspensión de tejido y por encima del tamaño de un monómero de glutaraldehído, respectivamente. Adicionalmente, la superficie interior de los moldes es preferentemente lisa para obtener una superficie lisa en el material resultante. Como moldes pueden usarse, por ejemplo, mangueras de PTFE, mallas de alambre de 10 |jm de abertura de malla o mallas de alambre de mayor abertura de malla revestidas de una membrana de polímero. ;El molde se coloca en un recipiente y se pone en contacto con la solución de reticulación que contiene glutaraldehído al 0,08-1 % p/v (Sigma-Aldrich, solución de glutaraldehído, n.o de catálogo G7651) en DPBS sin Ca ni Mg (Lonza, n.o de catálogo 17-512Q). La solución de reticulación debe aplicarse lentamente para evitar la agitación y el molde debe cubrir la suspensión de tejido para evitar la dilución. Después de aplicar la solución de reticulación, el molde junto con la solución de reticulación se congela, por ejemplo, a -25 °C durante 2 a 8 días. El molde con el extracto de tejido, así como la solución de reticulación pueden enfriarse adicionalmente, por ejemplo, a 4 °C, antes de la aplicación para lograr una congelación rápida. ;A continuación, los moldes se descongelan, por ejemplo, a temperatura ambiente. Las estructuras obtenidas son dimensionalmente estables y se estabilizan permanentemente por reticulación posterior con glutaraldehído al 0,08-1 % p/v (Sigma-Aldrich, solución de glutaraldehído, n.o de catálogo G7651) en DPBS sin Ca ni Mg (Lonza, n.o de catálogo 17-512Q), por ejemplo, a 60 °C durante tres días. El material resultante muestra un comportamiento esponjoso, es decir, el material puede comprimirse fácilmente y recupera su forma al retirar la compresión en condiciones húmedas. La figura 2 muestra un material esponjoso semejante hecho de pericardio porcino en forma de una varilla de 8 mm de diámetro. A la izquierda, una carga externa de 200 g (25 mm de diámetro) comprime el material a aproximadamente 1 mm. ;El molde resultante puede secarse entonces opcionalmente tras su estabilización y opcionalmente prensarse en caliente como en la etapa 10 del ejemplo 1 para obtener un material esponjoso hinchable, que experimenta un aumento significativo de amplitud al rehidratarse, como se propone en este documento. ;El material obtenido es sólido y puede cortarse opcionalmente en cualquier forma deseada, por ejemplo, con tijeras o escalpelos. El material resultante puede unirse a una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI, por ejemplo, por cosido al stent o tejido metálico, por ejemplo, preferiblemente el material del faldón. Alternativamente, es posible coser pequeñas bolsas de tejido, por ejemplo, de pericardio porcino y poner dentro el material esponjoso obtenido. Finalmente, la prótesis valvular cardíaca se monta en un catéter y se esteriliza, por ejemplo, por tratamiento estándar con óxido de etileno (EtO) para tejido seco como en la etapa 11 del ejemplo 1 o por un proceso de esterilización de líquido para tejido húmedo. ;Ejemplo 5;El material resultante de los ejemplos 1, 2, 3 y 4 es particularmente adecuado para usarlo y/o insertarlo en un “dispositivo de revestimiento anular” independiente, lo que significa que antes de la implantación TAVI se coloca un dispositivo independiente en el anillo del paciente. ;Los ejemplos de realización descritos anteriormente pretenden clarificar la invención. El experto en la técnica puede modificar el número y/o diseño de las etapas del proceso (en particular las concentraciones, la composición de los tampones y soluciones para reticulación y lavado). ;Ejemplo 6(no según la invención reivindicada) ;Particularmente, en las realizaciones siguientes, se desmenuza en una primera etapa por desmenuzado mecánico un tejido biológico sin tratar o pretratado. Las propiedades del homogeneizado (por ejemplo, una suspensión) pueden ajustarse por medio de la manera y el grado de desmenuzado, en donde es posible mantener la composición molecular, así como las propiedades moleculares del material de partida. En una segunda etapa se forma un nuevo material a partir del homogeneizado que después se estabiliza químicamente, por ejemplo, por reticulación (por ejemplo, poniendo el material en contacto con un agente reticulante). ;Particularmente, en una primera etapa, que se refiere a la producción del homogeneizado, ;1) se desmenuza tejido pericárdico porcino con tijeras quirúrgicas en piezas de 5 mm * 5 mm de largo que se ponen en un recipiente de plástico junto con DPBS y perlas de cerámica,

2) seguidamente, el tejido se desmenuza mecánicamente en un homogeneizador con movimientos de sacudida, mientras se mantiene una temperatura máxima, en donde el tejido se enfría al desmenuzarlo en el homogeneizador.

3) La suspensión generada de esta manera se separa de las perlas de cerámica y puede diluirse, en función de las propiedades deseadas para el procesamiento posterior, mediante la adición de DPBS. Además, la suspensión puede concentrarse mediante centrifugación.

Además, particularmente en la segunda etapa, el material puede alcanzar una cierta forma.

a) Por ejemplo, puede lograrse un material/estructura esponjosa (por ejemplo, porosa y elástica) mediante el uso de moldeado en hielo. Esto permite generar estructuras porosas y elásticas de baja densidad y alto cumplimiento. Para ello, la suspensión generada en la primera etapa se introduce en un molde y se congela. La formación de la estructura tiene lugar debido a la cristalización del agua, en donde las microestructuras generadas pueden ajustarse controlando el proceso de congelación de la manera correspondiente (por ejemplo, con respecto a su velocidad y dirección) y opcionalmente mediante la adición de otras sustancias a la suspensión (por ejemplo, sales, DMSO, alcoholes). Esto permite definir la microestructura y la forma de la superficie del material/estructura. El material/estructura puede estabilizarse químicamente de manera permanente de distintos modos, por ejemplo, I) en un molde poroso, se pone una sustancia para estabilizar el material químicamente, particularmente glutaraldehído, en contacto con el material/parte formada congelada y así estabilizarla. La reticulación química tiene lugar en el molde.

II) La sustancia congelada forma el molde para la estabilización. En este caso, no hay material externo implicado y la reticulación se realiza como en I).

III) El material/parte formada congelada se retira del molde y se estabiliza físicamente por liofilización del material. A continuación, el material se estabiliza químicamente por adición del agente reticulante.

b) Además, alternativamente, una estructura densa, por ejemplo, para la realización de una valva valvular de una prótesis valvular cardíaca, particularmente una prótesis valvular cardíaca (en donde TAVI significa implantación de válvula aórtica a través de catéter),

I) puede producirse por extensión de la suspensión formada en la primera etapa (véase anteriormente) para formar una capa de grosor homogéneo que después se congela y liofiliza. A continuación, la capa/placa físicamente estabilizada se compacta particularmente por prensado o laminado. Después, la capa se estabiliza químicamente por adición del agente reticulante. La conformación final de la capa puede realizarse por corte con láser o estampación de la capa o por otros métodos adecuados.

II) Alternativamente, la suspensión puede introducirse en un molde abierto. Después, la suspensión se prensa con un pistón poroso para compactarla, en donde la fase líquida de la suspensión puede escapar a través de los poros del pistón. Opcionalmente, la parte generada puede compactarse por prensado o laminado. A continuación, la parte se estabiliza químicamente por adición de un agente reticulante. La conformación final de la parte puede hacerse mediante corte con láser, estampación o similar.

c) Además, alternativamente puede producirse un tubo sin empalmes a partir de material biológico, por introducción de la suspensión generada en la primera etapa en un molde de la forma correspondiente, y congelación y descongelación de la misma. Entonces, el tubo estabilizado físicamente puede compactarse por laminación o mediante presión hidrostática. A continuación, el tubo se estabiliza químicamente por adición de un agente reticulante. De este modo, puede construirse un tubo sin empalmes. Un tubo semejante puede usarse como cubierta biológica de un stent cubierto.

d) Además, alternativamente puede recubrirse un cuerpo base con ajuste de forma por introducción de la suspensión generada en la primera etapa en un recipiente abierto. El cuerpo base que ha de recubrirse se sumerge en la suspensión, se retira de ella y luego se congela. Este proceso puede repetirse para lograr un grosor definido del recubrimiento, que también puede quedar definido por las propiedades de la suspensión. A continuación, el cuerpo base recubierto se estabiliza químicamente, por ejemplo, por inmersión en un agente reticulante. De este modo se produce una cubierta que encierra el cuerpo base y comprende una microestructura predefinible a partir de un material biológico, que también puede rellenar las celdas entre los filamentos del cuerpo base (por ejemplo, un stent). Ejemplos de aplicación son faldones para prótesis valvulares cardíacas (por ejemplo. de tipo TAVI), stents cubiertos o la funcionalización biológica de superficies.

e) Además, alternativamente, en lugar de usar un molde, la conformación/formación de la estructura también puede lograrse mediante impresión en 3D de la suspensión. En este caso, como material de impresión se usa la suspensión generada en la primera etapa o una suspensión modificada que puede comprender estabilizadores, por ejemplo, para mantener la capacidad de impresión. La impresión en 3D puede llevarse a cabo mediante producción aditiva. La estabilización química puede lograrse durante el proceso de impresión en 3D, por ejemplo, mediante la aplicación local de un agente reticulante, o después (por ejemplo, la aplicación de un agente reticulante a la totalidad de la estructura impresa en 3D.

Las ventajas particulares de las realizaciones descritas anteriormente son la posibilidad de producir implantes que comprenden una parte de tejido biológico que comprende propiedades espacialmente homogéneas. Las ventajas esenciales pueden estribar en el mantenimiento de las propiedades biológicas de la parte de tejido, aunque este haya modificado su microestructura. Esto hace el proceso de producción de implantes más eficaz y rentable. Además, los productos/implantes individuales son más uniformes en cuanto a sus propiedades. Adicionalmente, pueden generarse nuevos implantes, tales como stents cubiertos con mejor compatibilidad sanguínea. En principio, la tecnología universal según la presente invención puede aplicarse en el campo de los implantes cardíacos estructurales.

Ejemplo 7(no según la invención reivindicada)

Además, la invención también se refiere a la formación de una unión química covalente con el fin de unir materiales biológicos entre sí sin empalmes.

Asimismo, este ejemplo se basa en la suspensión formada en la primera etapa del ejemplo 6 mencionado anteriormente.

a) En este caso, la solución puede usarse para unir, por ejemplo, tejido pericárdico porcino (por ejemplo, de una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI). Particularmente, el homogeneizado/suspensión se aplica entre dos miembros, cada uno de ellos formado por un parche de tejido pericárdico nativo. Al añadir un agente/solución reticulante, por ejemplo, glutaraldehído al 0,5 % en DPBS, se logra una unión covalente permanente entre los parches de tejido pericárdico y la suspensión. Opcionalmente, puede lograrse una estabilización mecánica de la región de conexión, por ejemplo, por prensado de dicha región de conexión. La unión resultante entre los parches no tiene empalmes y soporta cargas.

b) Además, puede formarse un faldón híbrido que comprenda tejido pericárdico y material biológico esponjoso para una prótesis valvular cardíaca (por ejemplo, de tipo TAVI) proporcionando un primer miembro, por ejemplo, procedente de tejido pericárdico nativo, sobre el que se aplica una capa del homogeneizado/suspensión generada en la primera etapa del ejemplo 6. Sobre la capa de la suspensión se dispone un material esponjoso liofilizado generado como se describe anteriormente pero aún sin estabilizar químicamente. A continuación, se lleva a cabo la estabilización química por adición de un agente reticulante. De este modo puede lograrse una estructura de un material soporte robusto y un material esponjoso altamente elástico que puede estructurarse opcionalmente de manera lateral. Al orientar el material esponjoso hacia el exterior de la prótesis puede lograrse un mejor sellado de las fugas.

c) Además, puede formarse un anillo de sellado con una estructura esponjosa para reducir las fugas paravalvulares mediante:

I) la provisión de un material esponjoso producido como se describe anteriormente, que después se cultiva en una solución nutritiva en presencia de bacterias productoras de celulosa, para así recubrir el material esponjoso con celulosa. Esto genera una conexión densa con ajuste de forma entre la cubierta o recubrimiento de celulosa y el núcleo esponjoso. Mediante este método puede producirse un anillo de sellado de forma toroidal para una prótesis valvular cardíaca de tipo TAVI.

II) En lugar de una cubierta/recubrimiento de celulosa, también puede usarse una cubierta o recubrimiento hecho de tejido pericárdico unido sin empalmes, como se describe anteriormente en el punto a).

d) Finalmente, de manera análoga a los dos métodos para generar un anillo de sellado descritos en el punto c), pueden generarse partes arbitrarias formadas tridimensionalmente. Debido a la alta elasticidad de estas partes formadas, estas pueden colocarse por medio de un sistema de catéter, por ejemplo, para rellenar espacios huecos. Las posibles aplicaciones son:

I) la estabilización de aneurismas en el sistema vascular,

II) el sellado de defectos septales,

III) el sellado de fugas de implantes por medio de la implantación secundaria de material de sellado, por ejemplo, en forma de tapones,

IV) la implantación en el cuerpo humano con fines de cirugía estética, por ejemplo, en forma de implantes mamarios. Debido a la estructura de núcleo-cubierta, es posible la aplicación, como material del núcleo, de materiales biológicos que de otro modo no podrían usarse en implantes vasculares, por ejemplo, a causa de la liberación de partículas, inestabilidad mecánica o estabilidad limitada a largo plazo. Además, al elegir una cubierta o material de recubrimiento adecuado, las propiedades del implante pueden mejorarse significativamente con respecto a la interacción biológica. Al usar un homogeneizado en combinación con un agente reticulante puede lograrse una conexión permanente sin empalmes de materiales biológicos. Esta tecnología universal ofrece nuevas posibilidades para aplicaciones futuras en el campo de los implantes cardíacos estructurales.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un método para preparar un material esponjoso para aplicación médica, en donde el método comprende las etapas de:

- proporcionar una matriz extracelular a partir de tejido biológico,

- descelularizar la matriz extracelular mediante una solución de descelularización para obtener una matriz extracelular acelular,

- solubilizar la matriz extracelular acelular para obtener una suspensión que comprende la matriz extracelular acelular,

- poner en contacto la suspensión que comprende la matriz extracelular acelular con un agente reticulante, con lo que se obtiene una suspensión de tejido moldeable, y

- reticular la suspensión de tejido moldeable durante un período superior a 12 horas a temperaturas por debajo de 0 °C en un molde.

2. El método según la reivindicación 1, en donde la solubilización de la matriz extracelular del tejido biológico comprende una de las etapas:

- solubilización química de la matriz extracelular, por ejemplo, mediante digestión ácida;

- solubilización enzimática de la matriz extracelular, por ejemplo, mediante desintegración con enzimas, preferiblemente colagenasa de tipo IV, durante 12 horas;

- solubilización mecánica en húmedo de la matriz extracelular;

- solubilización mecánica en seco de la matriz extracelular en estado sólido, por ejemplo, por congelación en primer lugar de la matriz extracelular, desmenuzado de la matriz extracelular congelada, posterior descongelación y suspensión de la matriz extracelular desmenuzada.

3. El método según la reivindicación 1 o 2, en donde la suspensión se imprime en 3D en capas para formar una estructura en 3D, particularmente en forma de un implante médico o en forma de un componente de un implante médico.

4. El método según la reivindicación 1 o 2, en donde el método comprende además proporcionar un primer y un segundo miembro formados a partir de tejido biológico, en donde dicha suspensión se aplica a al menos uno de los miembros, y en donde los dos miembros se disponen uno con respecto del otro de modo que la suspensión forma una capa de suspensión intermedia en contacto con ambos miembros y dispuesta entre los dos miembros, y en donde los dos miembros se unen entre sí al poner en contacto la capa de suspensión intermedia y los miembros con un agente reticulante.

5. Material esponjoso obtenido por un método según una cualquiera de las reivindicaciones anteriores.

6. Implante que comprende el material esponjoso como se define en la reivindicación 5 como medio de sellado.

7. Implante según la reivindicación 6, en donde el implante es una prótesis valvular cardíaca que comprende un medio de sellado para reducir una fuga paravalvular.

8. Implante según la reivindicación 6 o 7, en donde el medio de sellado comprende el material esponjoso reticulado presente en pequeñas bolsas en el implante.

9. Medio de sellado para implantes que comprende el material esponjoso como se define en la reivindicación 5.

10. Material esponjoso como se define en la reivindicación 5 para uso como medio de sellado para un implante.

11. Material esponjoso como se define en la reivindicación 5 para uso como medio de sellado para un oclusor del apéndice auricular izquierdo.

12. Material esponjoso como se define en la reivindicación 5 para uso como material de relleno para aneurismas u otras cavidades causadas en el cuerpo por enfermedades o intervenciones quirúrgicas.

13. Material esponjoso como se define en la reivindicación 5 para uso como dispositivo de revestimiento anular o parte del mismo.