SCAFFOLD BIOLOGICI DECELLULARIZZATI DI ORIGINE NON VALVOLARE

La microarchitettura di fibre di collagene ed elastina del substrato, inoltre, influenzando le proprietà meccaniche e le funzionalità biologiche, deve essere quanto più simile a quella nativa in modo da creare un ambiente adatto allo sviluppo cellulare.

Gli scaffold attualmente utilizzati nella TEHV si distinguono in:

 scaffold sintetici, ottenuti da materiali polimerici come acido polilattico (PLA) e acido poliglicolico (PGA) riconosciuti dalla FDA come materiali polimerici biocompatibili;

 scaffold biologici formati dai costituenti puri della ECM, come ad esempio il collagene, il cui utilizzo però presenta una serie di problematiche legate all’antigenicità, immmunogenicità, biomeccanica e biodegradabilità [48];

 scaffold biologici decellularizzati di origine non valvolare (ad esempio il pericardio);

 scaffold biologici di origine valvolare (homograft, xenograft).

Nel prosieguo saranno descritti brevemente gli scaffolds biologici decellularizzati di origine pericardica e gli scaffold basati sull’arricchimento con peptidi autoassemblanti, che sono direttamente implicati nel lavoro sperimentale svolto nell'ambito della presente tesi.

5.1 Scaffold biologici decellularizzati di origine non valvolare

Una delle matrici biologiche più utilizzata negli studi di ingegneria tissutale valvolare è il pericardio. La letteratura scientifica riporta numerosi studi sulla caratterizzazione biomeccanica del pericardio di varie specie animali, mentre gli studi sul pericardio umano sono notevolmente meno diffusi a seguito della esigua disponibilità di materiale umano, che, insieme alla reazione infiammatoria post pericardiotomia che ne altera le proprietà tissutali, è la causa della limitata l’applicabilità del pericardio umano come scaffold per la costruzione di valvole cardiache. L’esiguo numero di donatori e la reazione infiammatoria post pericardiotomia, che ne altera le proprietà tissutali, è la causa della limitata applicabilità del pericardio umano come scaffold per la costruzione di valvole cardiache.

A questi limiti applicativi è possibile inoltre aggiungere una osservazione di Tokuhiro Ishihara et al. riportata in [4]. L’analisi istologica condotta su pericardio umano, infatti, ha mostrato come la superficie anteriore presenti una texture estremamente ruvida, a

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causa della presenza di fasci di fibre di collagene di grandi dimensioni. Questa caratteristica rappresenta chiaramente uno svantaggio per l’utilizzo del pericardio nella realizzazione di patch o per la costruzione di lembi valvolari, perché lo rende più predisposto a trombogenesi.

A fronte di queste considerazioni, attualmente trova maggior impiego chirurgico il pericardio animale, ed in particolare il pericardio bovino (BP) e porcino (PP).

La caratterizzazione biomeccanica del pericardio bovino e porcino è generalmente effettuata attraverso test monoassiali e biassiali, mentre il pericardio umano è stato caratterizzato prevalentemente sfruttando prove di trazione monassiale. Date le caratteristiche di viscoelasticità e anisotropia del tessuto, è semplice intuire come questa caratterizzazione non consenta di conoscere con precisione [49] tutti gli aspetti di funzionalità meccanica del tessuto.

5.1.1 Pericardio bovino come scaffold di origine non valvolare

L’utilizzo del pericardio bovino per le TEHV, come ampiamente discusso in precedenza, è ormai ampiamente consolidato. Il tessuto presenta tuttavia numerosi svantaggi nel suo utilizzo, in primis il suo aspetto di marcata anisotropia che rende necessario isolare la regione più adatta in relazione alla finalità applicativa da perseguire.

L’architettura delle fibre di collagene infatti mostra variabilità sia intraspecie che interspecie, pur mantenendo una certa tendenza in termini di parametri strutturali come la densità di fibre e i gradi di orientazione. La direzione di massima rigidezza e di massima estensibilità è inoltre concorde con le direzioni preferenziali delle fibre di collagene.

Questo si ripercuote nella necessaria ricerca della regione preferenziale per il prelievo del tessuto.

Numerosi studi, nel corso degli anni, hanno mirato a stilare una serie di criteri con cui selezionare la porzione ideale di tessuto per l’applicazione protesica [50], ma ad oggi ancora non esiste uno standard, pur esistendo alcuni aspetti che meritano particolare attenzione.

Le aree selezionate per la realizzazione di bioprotesi devono essere caratterizzate da struttura e proprietà meccaniche regolari, e quindi devono avere uno spessore uniforme una limitata variabilità di direzione delle fibre di collagene, un’area sufficientemente

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ampia per la costruzione di un lembo valvolare e la presenza di tessuto adiposo in quantità trascurabile.

Nel 1994, ad esempio, Sacks et al. [51] hanno riportato che la regione pericardica corrispondente al ventricolo sinistro è la più omogenea ed adatta alla selezione in virtù delle considerazioni sopracitate in termini di uniformità di spessore, minore variabilità dell’orientamento delle fibre di collagene e minor presenza di tessuto adiposo, mentre Hiester et al. in [52] riconoscono invece che la selezione del tessuto unicamente sulla base della morfologia anatomica è insufficiente e che gli studi istologici e meccanici (Tabella 2) sono fondamentali per valutare l’architettura del collagene e il comportamento tissutale che ne deriva [53].

Tabella 2: Tensione a rottura di tessuti biologici studiati per la protesica valvolare.

La componente cellulare presente nel tessuto xenogenico è in grado di scatenare una reazione di rigetto se non accuratamente eliminata o ‘mascherata’ al sistema immunitario del ricevente. Per oltre 30 anni la fissazione in GA è stata considerata il metodo ottimale per perseguire la biocompatibilità del tessuto ed il mascheramento degli epitopi che possono causare il rigetto; recentemente è stato verificato che il trattamento con GA non è in grado di mascherare completamente su valvole di origine animale i residui immunogenici presenti e potenzialmente responsabili di reazioni immunitarie avverse [54]. Attualmente però esistono procedure di decellularizzazione che sembrano costituire promettenti alternative alla fissazione in GA, di pari (o addirittura migliore) efficacia ma prive degli effetti negativi legati alla citotossicità e alla calcificazione ( [55], [56] ).

Tessuto Modulo elastico (MPa) Autore (anno pubblicazione) Pericardio canino 14.30 ± 2.0 Rabkin (1974) Pericardio bovino

(ventricolo destro) ^{9.80 ± 3.3 Garcia Pàez (1996)} Pericardio bovino