Válvulas cardíacas artificiales

Las válvulas cardíacas artificiales biológicas modernas disponibles para uso clínico, con excepción del autoinjerto pulmonar, son estructuras inviables que carecen de potencial de crecimiento y reparación tisular. Esto limita considerablemente su uso, especialmente en niños, para la corrección de patologías valvulares. La ingeniería tisular se ha desarrollado en los últimos 15 años. El objetivo de esta línea científica es crear en condiciones artificiales estructuras como válvulas cardíacas artificiales con una superficie tromborresistente e intersticio viable.

[ 1 ], [ 2 ]

¿Cómo se desarrollan las válvulas cardíacas artificiales?

El concepto científico de la ingeniería de tejidos se basa en la idea de poblar y hacer crecer células vivas (fibroblastos, células madre, etc.) en un andamio absorbible sintético o natural (matriz), que es una estructura valvular tridimensional, así como en el uso de señales que regulan la expresión genética, la organización y la productividad de las células trasplantadas durante el período de formación de la matriz extracelular.

Estas válvulas cardíacas artificiales se integran con el tejido del paciente para su restauración final y el mantenimiento de su estructura y función. En este caso, se forma una nueva estructura de colágeno y elastina, o más precisamente, una matriz extracelular, sobre la matriz original como resultado del funcionamiento de las células (fibroblastos, miofibroblastos, etc.). Como resultado, las válvulas cardíacas artificiales óptimas creadas mediante ingeniería tisular deben ser similares a las originales en cuanto a estructura y función anatómicas, además de poseer adaptabilidad biomecánica, capacidad de reparación y crecimiento.

La ingeniería tisular desarrolla válvulas cardíacas artificiales utilizando diversas fuentes de recolección celular. Así, se pueden utilizar células xenogénicas o alogénicas, aunque las primeras se asocian con el riesgo de transmisión de zoonosis a los humanos. Es posible reducir la antigenicidad y prevenir las reacciones de rechazo del organismo mediante la modificación genética de células alogénicas. La ingeniería tisular requiere una fuente confiable de células. Dicha fuente son las células autólogas extraídas directamente del paciente, que no producen reacciones inmunitarias durante la reimplantación. Las válvulas cardíacas artificiales eficaces se producen a partir de células autólogas obtenidas de vasos sanguíneos (arterias y venas). Se ha desarrollado un método basado en el uso de la clasificación celular activada por fluorescencia (FACS) para obtener cultivos celulares puros. Una población celular mixta obtenida de un vaso sanguíneo se marca con un marcador de lipoproteína de baja densidad acetilada, que se absorbe selectivamente en la superficie de los endoteliocitos. Las células endoteliales pueden entonces separarse fácilmente del grueso de las células obtenidas de los vasos, que será una mezcla de células musculares lisas, miofibroblastos y fibroblastos. El origen de las células, ya sea arterial o venoso, afectará las propiedades del constructo final. Por lo tanto, las válvulas cardíacas artificiales con una matriz sembrada con células venosas presentan una formación de colágeno y una estabilidad mecánica superiores a las construidas con células arteriales. La elección de venas periféricas parece ser una fuente más conveniente para la recolección de células.

Los miofibroblastos también pueden obtenerse de las arterias carótidas. Sin embargo, las células derivadas de vasos sanguíneos presentan características significativamente diferentes a las de las células intersticiales naturales. Las células autólogas del cordón umbilical pueden utilizarse como fuente celular alternativa.

Válvulas cardíacas artificiales basadas en células madre

En los últimos años, la investigación con células madre ha facilitado el progreso en la ingeniería de tejidos. El uso de células madre de médula ósea roja presenta ventajas. En particular, la simplicidad de la recolección de biomateriales y el cultivo in vitro, con su posterior diferenciación en diversos tipos de células mesenquimales, permite evitar el uso de vasos sanguíneos intactos. Las células madre son fuentes pluripotentes de linajes celulares y poseen características inmunológicas únicas que contribuyen a su estabilidad en condiciones alogénicas.

Las células madre de médula ósea roja humana se obtienen mediante punción esternal o punción de la cresta ilíaca. Se aíslan de 10 a 15 ml de aspirado de esternón, se separan de otras células y se cultivan. Al alcanzar el número requerido de células (generalmente en un plazo de 21 a 28 días), se siembran (colonizan) en matrices y se cultivan en un medio nutritivo en posición estática (durante 7 días en una incubadora humidificada a 37 °C en presencia de un 5 % de CO₂). Posteriormente, se estimula el crecimiento celular mediante el medio cupural (estímulos biológicos) o mediante la creación de condiciones fisiológicas para el crecimiento tisular durante su deformación isométrica en un aparato de reproducción con flujo pulsátil, un biorreactor (estímulos mecánicos). Los fibroblastos son sensibles a los estímulos mecánicos que promueven su crecimiento y actividad funcional. El flujo pulsátil provoca un aumento de las deformaciones radiales y circunferenciales, lo que conduce a la orientación (elongación) de las células pobladas en la dirección de dichas tensiones. Esto, a su vez, conduce a la formación de estructuras fibrosas orientadas en las válvulas. Un flujo constante solo genera tensiones tangenciales en las paredes. El flujo pulsante tiene un efecto beneficioso sobre la morfología celular, la proliferación y la composición de la matriz extracelular. La naturaleza del flujo del medio nutritivo y las condiciones fisicoquímicas (pH, pO₂ y pCO₂) en el biorreactor también afectan significativamente la producción de colágeno. Por lo tanto, el flujo laminar y las corrientes de Foucault cíclicas aumentan la producción de colágeno, lo que mejora las propiedades mecánicas.

Otro enfoque para el crecimiento de estructuras tisulares es crear condiciones embrionarias en un biorreactor en lugar de simular las condiciones fisiológicas del cuerpo humano. Las bioválvulas tisulares cultivadas a partir de células madre tienen colgajos móviles y flexibles, funcionalmente capaces bajo la influencia de alta presión y flujo que exceden el nivel fisiológico. Los estudios histológicos e histoquímicos de los colgajos de estas estructuras mostraron la presencia de procesos activos de biodestrucción de la matriz y su reemplazo con tejido viable. El tejido está organizado según el tipo de capas con las características de las proteínas de la matriz extracelular similares a las del tejido nativo, la presencia de colágeno tipos I y III y glicosaminoglicanos. Sin embargo, no se obtuvo la estructura típica de tres capas de los colgajos (capas ventricular, esponjosa y fibrosa). Las células ASMA-positivas que expresaban vimentina encontradas en todos los fragmentos tenían características similares a las de los miofibroblastos. La microscopía electrónica reveló elementos celulares con características propias de miofibroblastos secretores activos viables (filamentos de actina/miosina, hilos de colágeno, elastina) y células endoteliales en la superficie del tejido.

Se detectaron colágenos de tipo I y III, ASMA y vimentina en las valvas. Las propiedades mecánicas de las valvas de tejido y de las estructuras nativas fueron comparables. Las válvulas cardíacas artificiales de tejido mostraron un excelente rendimiento durante 20 semanas y se asemejaron a las estructuras anatómicas naturales en su microestructura, perfil bioquímico y formación de la matriz proteica.

Todas las válvulas cardíacas artificiales obtenidas mediante ingeniería tisular se implantaron en animales en posición pulmonar, ya que sus características mecánicas no se corresponden con las cargas en la posición aórtica. Las válvulas tisulares explantadas de animales presentan una estructura similar a la de las nativas, lo que indica su posterior desarrollo y reestructuración in vivo. Estudios posteriores demostrarán si el proceso de reestructuración y maduración tisular continuará en condiciones fisiológicas tras la implantación de las válvulas cardíacas artificiales, como se observó en experimentos con animales.

Las válvulas cardíacas artificiales ideales deben tener una porosidad de al menos el 90%, ya que esto es esencial para el crecimiento celular, el aporte de nutrientes y la eliminación de productos metabólicos celulares. Además de la biocompatibilidad y la biodegradabilidad, las válvulas cardíacas artificiales deben tener una superficie químicamente favorable para la siembra celular y coincidir con las propiedades mecánicas del tejido natural. El nivel de biodegradación de la matriz debe ser controlable y proporcional al nivel de formación de nuevo tejido para garantizar la estabilidad mecánica a lo largo del tiempo.

Actualmente, se están desarrollando matrices sintéticas y biológicas. Los materiales biológicos más comunes para crear matrices son las estructuras anatómicas de donantes, el colágeno y la fibrina. Se están diseñando válvulas cardíacas artificiales de polímero para que se biodegraden tras la implantación, una vez que las células implantadas comiencen a producir y organizar su propia red de matriz extracelular. La formación de nuevo tejido de matriz puede ser regulada o estimulada por factores de crecimiento, citocinas u hormonas.

[ 3 ], [ 4 ], [ 5 ], [ 6 ]

Válvulas cardíacas artificiales de donantes

Las válvulas cardíacas artificiales de donantes obtenidas de humanos o animales y desprovistas de antígenos celulares mediante descelularización para reducir su inmunogenicidad pueden utilizarse como matrices. Las proteínas preservadas de la matriz extracelular son la base para la adhesión posterior de las células sembradas. Existen los siguientes métodos para eliminar elementos celulares (acelularización): congelación, tratamiento con tripsina/EDTA, detergentes como dodecilsulfato de sodio, desoxicolato de sodio, Triton X-100, MEGA 10, TnBR CHAPS, Tween 20, así como métodos de tratamiento enzimático multietapa. En este caso, se eliminan las membranas celulares, los ácidos nucleicos, los lípidos, las estructuras citoplasmáticas y las moléculas solubles de la matriz, preservando al mismo tiempo el colágeno y la elastina. Sin embargo, aún no se ha encontrado un método ideal. Solo el dodecilsulfato de sodio (0,03-1 %) o el desoxicolato de sodio (0,5-2 %) lograron la eliminación completa de las células tras 24 h de tratamiento.

El examen histológico de bioválvulas descelularizadas extraídas (aloinjerto y xenoinjerto) en un experimento con animales (perro y cerdo) mostró endotelización parcial y crecimiento interno de miofibroblastos del receptor en la base, sin signos de calcificación. Se observó una infiltración inflamatoria moderada. Sin embargo, se desarrolló un fallo temprano durante los ensayos clínicos de la válvula descelularizada SynerGraft™. Se detectó una reacción inflamatoria pronunciada en la matriz de la bioprótesis, que inicialmente fue inespecífica y se acompañó de una reacción linfocítica. La disfunción y la degeneración de la bioprótesis se desarrollaron a lo largo de un año. No se observó colonización celular de la matriz, pero sí calcificación de las válvulas y restos celulares preimplantación.

Las matrices acelulares sembradas con células endoteliales y cultivadas in vitro e in vivo formaron una capa coherente sobre la superficie de las válvulas, y las células intersticiales sembradas de la estructura nativa demostraron su capacidad de diferenciación. Sin embargo, no fue posible alcanzar el nivel fisiológico requerido de colonización celular en la matriz en las condiciones dinámicas del biorreactor, y las válvulas cardíacas artificiales implantadas experimentaron un engrosamiento bastante rápido (tres meses) debido a la proliferación celular acelerada y la formación de una matriz extracelular. Por lo tanto, en esta etapa, el uso de matrices acelulares de donantes para su colonización presenta varios problemas sin resolver, incluyendo problemas inmunológicos e infecciosos; el trabajo en bioprótesis decelularizadas continúa.

Cabe destacar que el colágeno también es uno de los materiales biológicos potenciales para la producción de matrices biodegradables. Puede utilizarse en forma de espuma, gel, placas, esponjas y como pieza en bruto a base de fibra. Sin embargo, su uso presenta diversas dificultades tecnológicas. En particular, es difícil obtenerlo de un paciente. Por lo tanto, actualmente, la mayoría de las matrices de colágeno son de origen animal. La biodegradación lenta del colágeno animal puede conllevar un mayor riesgo de zoonosis y causar reacciones inmunológicas e inflamatorias.

La fibrina es otro material biológico con características de biodegradación controlada. Dado que los geles de fibrina pueden elaborarse a partir de la sangre del paciente para la posterior producción de una matriz autóloga, la implantación de dicha estructura no provocará su degradación tóxica ni reacción inflamatoria. Sin embargo, la fibrina presenta desventajas como la difusión y la lixiviación al medio ambiente, así como bajas propiedades mecánicas.

[ 7 ], [ 8 ], [ 9 ], [ 10 ], [ 11 ]

Válvulas cardíacas artificiales fabricadas con materiales sintéticos

Las válvulas cardíacas artificiales también se fabrican con materiales sintéticos. Diversos intentos de fabricar matrices valvulares se basaron en el uso de poliglactina, ácido poliglicólico (PGA), ácido poliláctico (PLA), copolímero de PGA y PLA (PLGA) y polihidroxialcanoatos (PHA). Se puede obtener material sintético altamente poroso a partir de fibra trenzada o no trenzada mediante tecnología de lixiviación salina. Un material compuesto prometedor (PGA/P4HB) para la fabricación de matrices se obtiene a partir de asas no trenzadas de ácido poliglicólico (PGA) recubiertas con poli-4-hidroxibutirato (P4HB). Las válvulas cardíacas artificiales fabricadas con este material se esterilizan con óxido de etileno. Sin embargo, la considerable rigidez y grosor inicial de las asas de estos polímeros, su rápida e incontrolada degradación, acompañada de la liberación de productos citotóxicos ácidos, requieren mayor investigación y la búsqueda de otros materiales.

El uso de placas de cultivo de tejido de miofibroblastos autólogos, cultivadas sobre un soporte, para formar matrices de soporte mediante la estimulación de la producción de estas células ha permitido obtener muestras de válvulas con células viables activas rodeadas de una matriz extracelular. Sin embargo, las propiedades mecánicas de los tejidos de estas válvulas aún son insuficientes para su implantación.

El nivel requerido de proliferación y regeneración tisular de la válvula que se está creando podría no lograrse combinando únicamente células y matriz. La expresión génica celular y la formación de tejido pueden regularse o estimularse añadiendo factores de crecimiento, citocinas u hormonas, factores mitogénicos o factores de adhesión a matrices y andamiajes. Se está estudiando la posibilidad de introducir estos reguladores en biomateriales de matriz. En general, existe una importante escasez de investigación sobre la regulación de la formación de válvulas tisulares mediante estímulos bioquímicos.

La bioprótesis pulmonar xenogénica porcina acelular Matrix P consiste en tejido descelularizado procesado mediante un procedimiento especial patentado de AutoTissue GmbH, que incluye tratamiento con antibióticos, desoxicolato de sodio y alcohol. Este método de procesamiento, aprobado por la Organización Internacional de Normalización (OIN), elimina todas las células vivas y estructuras poscelulares (fibroblastos, células endoteliales, bacterias, virus, hongos, micoplasmas), preserva la arquitectura de la matriz extracelular y minimiza el nivel de ADN y ARN en los tejidos, lo que reduce a cero la probabilidad de transmisión del retrovirus endógeno porcino (PERV) a los humanos. La bioprótesis Matrix P está compuesta exclusivamente de colágeno y elastina con una integración estructural preservada.

En experimentos con ovejas, se registró una reacción mínima de los tejidos circundantes 11 meses después de la implantación de la bioprótesis Matrix P, con buenas tasas de supervivencia, especialmente evidente en la superficie interna brillante de su endocardio. Las reacciones inflamatorias, el engrosamiento y el acortamiento de las valvas fueron prácticamente inexistentes. También se registraron bajos niveles de calcio tisular en la bioprótesis Matrix P, siendo la diferencia estadísticamente significativa en comparación con las tratadas con glutaraldehído.

La válvula cardíaca artificial Matrix P se adapta a las condiciones individuales del paciente a los pocos meses de su implantación. El examen al final del período de control reveló una matriz extracelular intacta y un endotelio confluente. El xenoinjerto Matrix R, implantado en 50 pacientes con defectos congénitos durante la intervención de Ross entre 2002 y 2004, demostró un rendimiento superior y gradientes de presión transvalvular más bajos en comparación con los aloinjertos SynerGraftMT criopreservados y descelularizados y las bioprótesis sin armazón tratadas con glutaraldehído. Las válvulas cardíacas artificiales Matrix P están diseñadas para el reemplazo valvular pulmonar durante la reconstrucción del tracto de salida del ventrículo derecho en cirugía de defectos congénitos y adquiridos, y durante el reemplazo valvular pulmonar durante la intervención de Ross. Están disponibles en cuatro tamaños (según el diámetro interno): para recién nacidos (15-17 mm), para niños (18-21 mm), intermedio (22-24 mm) y para adultos (25-28 mm).

El progreso en el desarrollo de válvulas de ingeniería tisular dependerá de los avances en la biología celular de las válvulas (incluyendo aspectos de expresión y regulación génica), estudios del desarrollo valvular embriogénico y relacionado con la edad (incluyendo factores angiogénicos y neurogénicos), un conocimiento preciso de la biomecánica de cada válvula, la identificación de células adecuadas para la siembra y el desarrollo de matrices óptimas. El desarrollo de válvulas tisulares más avanzadas requerirá un conocimiento profundo de la relación entre las características mecánicas y estructurales de las válvulas nativas y los estímulos (biológicos y mecánicos) para recrear estas características in vitro.

[ 12 ], [ 13 ], [ 14 ], [ 15 ]