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POLITECNICO DI MILANO FacoltĂ  di Ingegneria dei Sistemi

Corso di Laurea in Ingegneria Biomedica

ELABORATO FINALE Pancreas Artificiale e Bioartificiale

Relatore: Prof.ssa Maria Laura Costantino Correlatore: Dott. Ing. Giustina Casagrande

Studente Laureando: Luigi Antelmi Matricola 671767


Sommario Nel 1922 la scoperta dell’insulina `e stata una rivoluzione per la cura del diabete. Oggi esistono molte variet`a di insulina che consentono ai pazienti diabetici di personalizzare la propria terapia e condurre una vita normale. L’insulina `e somministrata principalmente con modalit`a sottocutanea, una modalit`a che presenta per`o dei limiti sul controllo glicemico. Sono in fase di sviluppo dei dispositivi che elimineranno anche questi limiti attuando un controllo glicemico molto simile a quello fisiologico operato dalle cellule beta del pancreas. Scopo dell’elaborato `e fornire un resoconto di questi dispositivi nelle loro due versioni: totalmente artificiale, o Pancreas Artificiale, e integrata con elementi biologici, o Pancreas Bioartificiale.


Abstract In 1922 the discovery of insulin led to a revolution in cure of diabetes. Nowadays, a great variety of insulin allows diabetic people personalize their own therapy and conduct a normal life. Insulin is predominantly delivered via subcutaneous injections, but there are still some limits related to the glycaemic control. Some devices, which will eliminate these limits by giving a better phisiologic betacell like contol, are under development. Purpose of this report is to give some information about these devices in their two versions: one completely artiďŹ cial, named ArtiďŹ cial Pancreas, and the other integrated with biological elements, named BioartiďŹ cial Pancreas.


Indice 1 Introduzione

4

1.1 1.2

Anatomia e fisiopatologia del pancreas . . . . . . . . . . . . . . . Diabete . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

4 6

1.3

Terapia

. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

7

2 Pancreas Artificiale 2.1 Sensore Glicemico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.1.1 Controllo Continuo della Glicemia . . . . . . . . . . . . . .

9 10 10

2.2

Algoritmo di Controllo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.2.1 Approccio al controllo a ciclo chiuso . . . . . . . . . . . . .

14 15

2.2.2 2.2.3 2.2.4

Fisiologia delle cellule Beta . . . . . . . . . . . . . . . . . . Presentazione di alcuni algoritmi . . . . . . . . . . . . . . Modellazione della secrezione delle cellule beta . . . . . . .

16 19 21

Pompe per l’infusione di insulina . . . . . . . . . . . . . . . . . . 2.3.1 Pompe a infusione sottocutanea . . . . . . . . . . . . . . .

22 23

2.3.2 Pompe impiantabili . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Sistemi a ciclo chiuso . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

24 25

3 Pancreas Bioartificiale 3.1 Funzionalit`a delle isole impiantate . . . . . . . . . . . . . . . . . .

27 28

2.3

2.4

3.1.1 3.1.2 3.1.3

Metodi di immunoisolamento . . . . . . . . . . . . . . . . Diffusione dei nutrienti . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . Diffusione dell’insulina . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

28 29 29

3.2

Un esempio concreto: le ISLET SHEET . . . . . . . . . . . . . . 3.2.1 Descrizione del dispositivo bioartificiale . . . . . . . . . . .

30 30

3.3

Stato della Ricerca . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .

33


Capitolo 1 Introduzione 1.1

Anatomia e fisiopatologia del pancreas

Il pancreas [1] `e un organo ghiandolare, situato nella parte superiore dell’addome, inferiormente allo stomaco e costituito da due strutture principali: • gli acini, a funzione esocrina che secernono il succo pancreatico direttamente nel duodeno per il processo digestivo; • le isole di Langerhans, a funzione endocrina che secernono nel torrente circolatorio glucagone (secreto dalle cellule alfa), insulina (cellule beta), somatostatina (cellule delta) e polipeptide pancreatico (cellule PP). La sua funzione endocrina pi` u importante `e quella di mantenere il livello di glucosio nel sangue (glicemia) entro un limitato intervallo di valori (80 - 110 mg/dl), attraverso la secrezione di insulina se il livello di glucosio `e troppo alto o di glucagone se basso. Quando l’attivit`a endocrina del pancreas `e compromessa si manifesta il diabete. L’insulina secreta raggiunge rapidamente, attraverso la vena porta, il fegato dove inibisce la conversione di glicogeno in glucosio mentre nel resto dell’organismo favorisce l’ingresso del glucosio nelle cellule, dove sar`a convertito in ATP, con una conseguente diminuzione della sua concentrazione nel sangue. Il glucagone ha l’effetto di inibire la secrezione di insulina e di attivare, nel fegato, la degradazione del glicogeno in glucosio con un conseguente aumento della sua concentrazione nel sangue. 4


CAPITOLO 1. INTRODUZIONE

5

Figura 1.1: Anatomia del pancreas Se la glicemia `e troppo bassa, il sistema nervoso risulta fortemente compromesso nella sua attivit`a poich´e esso utilizza, senza aver bisogno dell’insulina, direttamente il glucosio come metabolita. Venendo questo a mancare, `e quindi molto probabile l’insorgenza di neuropatie. D’altra parte, un alto livello di glucosio nel sangue comporta altri problemi, quali: • complicanze di lungo termine che portano a retinopatia e nefropatia e malattie cardiovascolari. • una volta superata la soglia di riassorbimento renale ([G] > 180mg/dl), la sua eliminazione attraverso le urine dal torrente circolatorio e la mancata conversione nelle cellule in ATP, che `e il principale vettore energetico dell’organismo; • l’organismo, non potendo metabolizzare il glucosio, usa i grassi per il proprio fabbisogno energetico, producendo scarti chetonici che fanno abbassare il pH ematico portando a coma e anche a morte; E’ perci`o molto importante che la glicemia sia mantenuta in un opportuno inrvallo di valori compresi, approssivativamente, fra 80 e 140 mg/dl.


CAPITOLO 1. INTRODUZIONE

6

Figura 1.2: Particolare delle cellule Beta

1.2

Diabete

Esistono due tipologie di diabete [1]: il tipo I (o insulino-dipendente) in cui l’organismo `e totalmente privo della funzione endocrina del pancreas e abbisogna di una terapia costante a base di insulina; il tipo II (o insulino-indipendente) in cui il pancreas ha una funzionalit`a ridotta e/o l’organismo `e insulino-resistente, cio`e necessita di una quantit`a maggiore rispetto alla situazione fisiologica per svolgere la stessa funzione. Per il suo carattere insulino-dipendente il diabete di tipo I `e la pi` u grave fra le due tipologie. Il diabete `e una patologia molto diffusa soprattutto nel mondo occidentale a causa dello stile di vita sedentario, tendente all’obesit`a, caratterizzato da un’alimentazione che eccede i bisogni fisiologici [2]. Tutto ci`o fa ipotizzare che il diabete potr`a essere uno dei principali problemi sanitari negli anni a venire. Per questo molti degli sforzi della ricerca scientifica sono rivolti a migliorare le terapie


CAPITOLO 1. INTRODUZIONE

7

esistenti e a proporne di pi` u efficaci e efficienti.

1.3

Terapia

Prima della scoperta dell’insulina, avvenuta nel 1922, le persone diabetiche non vivevano che per qualche anno, limitando la propria dieta a poche calorie al giorno [3]. Oggi, a 86 anni dalla scoperta dell’insulina, sono stati fatti molti progressi che hanno reso possibile alle persone affette da diabete di incrementare la propria qualit`a della vita. La grande variet`a di insulina esistente (a effetto rapido, lento, ultralento, mix. . . ) permette di calibrare al meglio la terapia al fine di ottenere andamenti glicemici e insulinici molto vicini a quelli fisiologici e di limitare gli episodi di iper e ipoglicemia, fattori, questi, responsabili delle complicanze a lungo termine del diabete. La terapia pi` u diffusa per la cura del diabete di tipo 1 (anche se non si pu`o parlare propriamente di cura perch´e non combatte la causa della malattia) `e l’infusione pluri-giornaliera di insulina per via sottocutanea. Pi` u volte al giorno il paziente deve, in ordine: • procurarsi una goccia del suo sangue attraverso una micropuntura sui polpastrelli (Figura 1.3a); • far assorbire la goccia di sangue da un sensore amperometrico monouso (Figura 1.3b); collegarlo a un dispositivo elettronico dalle dimensioni contenute (circa 7x5x2 cm) e leggere il valore glicemico misurato, come in Figura 1.3c (in seguito ci si riferir`a a questa procedura con l’acronimo SMBG dall’inglese Self Monitoring of Blood Glucose); • se il valore letto `e superiore alla norma (120 mg/dl) stabilire la quantit` a di insulina da infondere sulla base sia della glicemia attuale, sia dell’attivit`a che prevede di svolgere a breve, e praticare l’iniezione; • se il valore letto `e inferiore alla norma (80 mg/dl) ingerire zuccheri in quantit`a tale da riportare la glicemia entro valori fisiologici.


CAPITOLO 1. INTRODUZIONE

(a)

8

(b)

(c)

Figura 1.3: (a) Micropuntura praticata con un dispositivo automatico. (b) Uso del sensore amperometrico (strisce reattive). (c) Controllo della glicemia. Questa procedura, che non richiede pi` u di un paio di minuti per essere esplicata, `e spesso trascurata per motivi dovuti al fastidio delle molteplici punture e iniezioni (anche se queste sono sottocutanee e quindi mini-invasive). Nel corso degli anni sono state valutate anche modalit`a non invasive di somministrazione di insulina per via orale, intranasale, polmonare, rettale, ma, a causa della scarsa biodisponibilit`a dell’insulina rilasciata attraverso alcuni di questi metodi, solo la via polmonare mostra una risposta glicemica simile a quella delle iniezioni sottocutanee. Per ridurre le probabilit`a di complicanze di lungo termine dovute al diabete `e necessario un controllo glicemico accurato e frequente, che consenta di prevenire le situazioni di iper o ipo glicemia. La terapia convenzionale non `e in grado di fornire questo tipo di controllo: si pensi ad esempio al periodo notturno in cui il paziente, dormendo, non pu`o verificare il suo stato glicemico. La ricerca scientifica si `e quindi concentrata sullo sviluppo di dispositivi che sostituissero la terapia convenzionale e fornissero una precisa regolazione del livello di glucosio nel sangue. Due di questi sono il Pancreas Bioartificiale, di cui le isole di Langerhans costituiscono la parte biologica, e il Pancreas Artificiale, basato su sensori e attuatotori totalmente artificiali. Ognuno di questi dispositivi sar`a trattato nei prossimi capitoli.


Capitolo 2 Pancreas Artificiale Il pancreas artificiale `e un dispositivo che sostituisce la sola funzione endocrina del pancreas. Il concetto di Pancreas Artificiale `e abbastanza semplice: un sensore misura ripetutamente la concentrazione di glucosio nel sangue; le misure servono a modulare, attraverso un computer, la quantit`a di insulina infusa da una pompa. L’insulina ha poi un effetto a feedback negativo nel regolare la concentrazione di glucosio, cos`ı che la funzione del pancreas sia efficacemente sostituita.

B lood glucos e INS ULIN DE LIV E R Y DE V IC E

G LUC OS E S E NS OR

C ONT R OL S YS TE M

Figura 2.1: Schema di funzionamento del Pancreas Artificiale Con una sufficiente miniaturizzazione un simile apparato pu`o essere impiantato nel corpo umano, consentendo la prevenzione delle complicazioni di lungo termine associate al diabete. Anche se il primo sistema di pancreas artificiale ha visto la luce 34 anni fa [4] e nonostante i notevoli progressi nel campo biologico e tecnologico, non si `e ancora giunti alla costruzione di un sistema impiantabile a 9


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

10

lungo termine, limite imposto soprattutto dalla mancanza di un sensore glicemico clinicamente sicuro e affidabile nel lungo termine.

2.1

Sensore Glicemico

Abbiamo precedentemente detto che la terapia attualmente pi` u diffusa per mantenere la concentrazione fisiologica di glucosio `e quella delle iniezioni multiple di insulina precedute da controlli sistematici della glicemia (SMBG), che la FDA raccomanda di eseguire con una frequenza di almeno 4 volte al giorno (raccomandazione seguita solo dai pazienti diabetici pi` u disciplinati). Anche se gli strumenti utilizzati per questo tipo di controllo sono i pi` u accurati, la loro bassa frequenza d’uso li rende inadatti per pilotare un sistema automatico a ciclo chiuso quale il pancreas artificiale. Pertanto in questa sede non saranno trattati i dispositivi per il SMBG anche se questi non verranno mai a mancare nel kit del paziente diabetico, poich´e sono i pi` u accurati e servono da strumento di calibrazione per i dispositivi a controllo continuo o quasi-continuo della glicemia.

2.1.1

Controllo Continuo della Glicemia

Esistono due tipologie di dispositivi per il monitoraggio continuo della glicemia (CGM dall’inglese Continuous Glucose Monitoring): invasivi (impiantabili) e minimamente invasivi. Per le applicazioni cliniche sono state studiate varie tecniche elettrochimiche (basate sull’uso di enzimi e reagenti chimici) e spettrometriche di misura del livello glicemico. Sino ad oggi la FDA ha approvato, per il loro uso in Europa e negli Stati Uniti, cinque dispositivi per il monitoraggio continuo della glicemia, che sono: il Continuous Glucose Monitor System Gold (CGMS Gold), Guardian Telemetered Glucose Monitoring system (TGMS) e il Guardian RT, tutti e tre dell’azienda Medtronic Minimed; GlucoWatch G2 Biographer (GW2B) della Johnson & Johnson; Dexcom STS Continuous Glucose monitoring System della Dexcom Inc . Di questi solo il CGMS Gold e il GW2B possono essere acquistati senza prescrizione medica. L’accuratezza relativa di questi dispositivi `e dell’ordine del 14-20% [5] e pertanto devono essere costantemente calibrati dopo aver effettuato confronti con gli strumenti per il SMBG, la cui accuratezza `e mediamente superiore al 93%.


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

Pre-marketapproval Sensor location Sensor mechanism Sensor life span (h) Calibration Frequency of testing (min) Data display Alarm Data memory

11

CGMS Gold

GlucoWatch G2 Biographer

Guardian TGMS

Guardian RT

DexCom STS CGMS

1999 Subcutaneous abdomen GOD-coated μ-electrode 72 4/day 5

2001 Arm or forearm

2004 Subcutaneousarm

Reverse iontophoresis

2006 Subcutaneous abdomen GOD-coated probe

12 1/sensor 10

GOD-coated μ-electrode 72 4/day 5

2005 Subcutaneous abdomen GOD-coated μ-electrode 72 Upto 5/day 5

Real time Hypo, hyper and rapid decline alerts 8,500 readings

Retrospective Hypo and hyper alerts 21 days

Real time Hypo and hyper alerts 21 days

Real time Hypo and hyper alerts 30 days

Retrospective No 12 days

72 Every 12 h 5

Figura 2.2: Caratteristiche dei dispositivi approvati dalla Food and Drug Administration. Per questa comparazione i dispositivi hanno eseguito test glicemici nel tessuto sottocutaneo con concentrazioni di glucosio fra 40 e 400 mg/dl dopo un warm-up di 2 ore. La calibrazione `e stata effettuata con dispositivi SMBG. Oltre ad una accuratezza adeguata, non esiste, per gli strumenti per il monitoraggio continuo del glucosio, un documento ufficiale che ne definisca gli standerd di funzionamento. A questa attivit`a si stanno dedicando la Diabetes Technology Society e il Clinical Laboratory Standards Institute che nel 2006 hanno annunciato un progetto comune per la stesura di linee-guida [6]. Sensori impiantabili Nonostante gli sforzi della ricerca scientifica, non esistono ancora sensori impiantabili per uso a lungo termine e solitamente devono essere sostituiti dopo solo 72 ore. Anche se possono restare funzionalmente attivi e stabili in vitro per un periodo superiore ai due anni, il loro funzionamento in vivo `e limitato da fattori quali adesione cellulare, bio-fouling (incrostazioni), adesione cellulare, infiammazione da reazione immunitaria, formazione di essudato nella regione di impianto. La capsula fibrotica che si viene a formare attorno all’impianto `e ipovascolarizzata e presenta una limitata permeabilit` a al glucosio, ragion per cui `e necessario una frequente e costante ricalibrazione dell’apparato di misura con sistemi SMBG. Alcuni studi indicano che si possono limitare i problemi di vascolarizzazione usando materiali angiogenici [7].


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

12

Sensori mini-invasivi Ci sono essenzialmente due tipi di tecnologie sfruttate per questo tipo di sensori, le une basate su microdialisi e le altre su trasporto transdermico. Microdialisi

Per i sensori che usano enzimi e reazioni chimiche per deter-

minare la glicemia, sorgono problemi di perdita di sensitivit`a e inattivazione dell’enzima, dovuti all’accumularsi di proteine ad alto peso molecolare sulla loro superficie. Un modo per minimizzare questi problemi `e quello di tener lontano queste proteine tramite un’operazione di filtraggio, e la tecnica microdialitica, sorta storicamente nel campo delle neuroscienze, rappresenta una possibile soluzione. I cateteri per microdialisi imitano il funzionamento dei capillari sanguigni nella diffusione di sostanze, attraverso una membrana semipermeabile e porosa, in cui la forza motrice `e la differenza di concentrazione (pressione osmotica) fra le sostanze a cavallo della membrana. La dimensione dei pori consente di scartare le sostanze indesiderate in base al loro peso molecolare. Nel nostro caso sar`a impedito il passaggio alle proteine ad alto peso molecolare, e il glucosio diffonder` a liberamente verso o da il capillare dialitico, a seconda che la sua concentrazione sia maggiore o minore di quella contenuta nel liquido dializzante (Figura 2.3). Il liquido dialisato `e poi analizzato esternamente da un dispositivo portabile che misura la concentrazione finale di glucosio correlandola, in base alla tipologia del flusso (continuo o discontinuo), al sito di prelievo e al tempo di equilibrio, alla concentrazione di glucosio nel sangue e fornendo in uscita il valore numerico della glicemia. Il principale limite di questa metodica `e il ritardo temporale fra campionamento del glucosio e misura effettiva della glicemia, dovuto al tratto di catetere che il fluido dialisato deve percorrere prima di raggiungere il sensore amperometrico extracorporeo. Il Glucoday (Figura 2.4) della Menarini s.r.l. (Firenze) `e il primo dispositivo che abbina la tecnica microdialitica a un sensore amperometrico per la misura della glicemia. Un altro metodo di misura associato all’uso di cateteri microdialitici `e quello della affinit`a viscometrica [8]: in questo caso il liquido dializzante `e costituito da destrano, un polimero del glucosio, il quale compete con il glucosio stesso per il legame con la Concanavalina A (ConA), anche essa presente nel dializzante. La viscosit`a del liquido dializzante varia linearmente con la glicemia e la viscosit` a


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

13

Figura 2.3: Schema di funzionamento della microdialisi. `e misurata indirettamente da due sensori di pressione posti lungo il catetere (Figura 2.5). Uno svantaggio di questo sistema `e che la ConA non `e una sostanza biologica e il destrano pu`o causare una reazione allergica. I dispositivi che utilizzano questa metodica devono quindi prevedere un sistema di sicurezza che impedisca che queste sostanze vengano, anche accidentalmente, a contatto con il corpo umano. Trasporto transdermico

Il principio di questo metodo per la rilevazione del-

la glicemia `e quello di praticare microfori (tecnica di microporazione) attraverso cui far passare il glucosio di cui analizzare la concentrazione. Per la microporazione del derma si sono usati fasci laser focalizzati, ultrasuoni e corrente elettrica. Quest’ultima metodologia (schema in Figura 2.6a), alla quale ci si riferisce col termine di Ionoforesi inversa [9], `e quella usata nel Glucowatch (Figura 2.6b) che tra l’altro `e stato in assoluto il primo dispositivo approvato dalla FDA per il monitoraggio continuo della glicemia. Purtroppo il tempo di misura che questi dispositivi possono fornire `e dell’ordine delle decine di minuti a causa della bassa velocit`a con cui il glucosio attraversa gli strati del derma. Per questo non potranno mai essere usati per pilotare un pancreas artificiale.


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

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Figura 2.4: GLUCODAY: (1) linea di andata; (2) linea di ritorno con sensore amperometrico; (3) display; (4) tastiera; (5) interfaccia col PC; (6) alimentaziione 12V per la ricarica delle batterie interne; (7) pompa microperistaltica. Sensori non invasivi I principali metodi non invasivi per la misura della glicemia, sfruttano le tecniche ottiche di spettrometria (RAMAN, vibrazionale, rotazionale, IR, NIR). Lo spettro ricavato con questi metodi contiene un segnale, molto complesso e variabile da soggetto a soggetto, dal quale bisogna estrarre il contributo dovuto alla concentrazione del glucosio. I risultati ottenuti ďŹ no ad oggi non sono clinicamente validi e per essere ottenuti richiedono strumenti ingombranti e costosi. Non `e lontanamente immaginabile un impiego futuro di questi sistemi per la realizzazione di un pancreas artiďŹ ciale.

2.2

Algoritmo di Controllo

La prima pompa per il rilascio di insulina `e apparsa sul mercato attorno al 1980, mentre solo da poco sono disponibili gli strumenti per un controllo continuo della glicemia. Nonostante questi ritardi tecnologici gli algoritmi di controllo per il pancreas artiďŹ ciale sono stati sviluppati ugualmente, basandosi essenzialmente


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

15

Figura 2.5: Sistema viscometrico. Il liquido contenente destrano e ConA `e pompato attraverso i capillari Rref e Rm fino a un raccoglitore esterno al tessuto. Le informazioni sulla viscosit`a sono fornite indirettamente dai sensori di pressione P 1 e P 2. La sonda in basso non `e raffigurata in scala. su simulazioni virtuali al calcolatore. In questo campo per`o si `e sofferto della mancanza di un apparato fisico che validasse le strategie di controllo proposte

2.2.1

Approccio al controllo a ciclo chiuso

Sono stati proposti moltissimi algoritmi per la modulazione dell’infusione di insulina, che vanno dal semplice tipo on-off, proposto nel 1964 da Kadish [10], sino ai pi` u complessi, come quello basato su modelli predittivi proposto nel 1999 da Parker [11]. In questa sede non saranno analizzati nel dettaglio i singoli algoritmi, ma ci si limiter`a all’esposizione delle caratteristiche pi` u comuni alla maggior parte di essi.


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

(a)

16

(b)

Figura 2.6: (a) Schema di funzionamento della ionoforesi inversa. (b) Glucowatch con particolare del retro dove sono piazzati gli elettrodi che devono essere a contatto con la pelle. Essenzialmente, e questo `e valido per la teoria del controllo in generale, la progettazione parte dalla modellazione del sistema che `e oggetto del controllo (metabolismo del glucosio, azione dell’insulina), e procede con l’ottimizzazione dell’algoritmo basandosi sul tipo di output che si vuole ottenere (ottimizzazione dell’escursione glicemica). Se l’unico criterio di ottimizzazione fosse il mantenimento della euglicemia, senza riguardo per la quantit`a di insulina infusa per ottenerla, sorgerebbero delle complicazioni cliniche non banali come obesit`a, ipertensione o arteriosclerosi perch´e l’insulina, oltre all’effetto metabolico, presenta anche un effetto mitogenico (favorisce cio`e la mitosi cellulare). Per cui, nella progettazione di un algoritmo di controllo, bisogna tener conto anche degli effetti secondari, come il sopracitato effetto mitogenico dell’insulina.

2.2.2

Fisiologia delle cellule Beta

Un buon modo di procedere per la definizione di un algoritmo di controllo `e quello di studiare la funzionalit`a fisiologica delle cellule beta e usare le informazioni cos`ı ricavate per stabilire come l’algoritmo di controllo per l’infusione di insulina debba agire. Ai normali valori di glicemia a digiuno, di 80-90 mg/dl, la secrezione dell’insulina `e minima (livello basale), dell’ordine di 25 ng/min/kg di peso corporeo. Se, per`o, la concentrazione del glucosio ematico sale bruscamente a un livello


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

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2-3 volte superiore a quello normale e si mantiene su questi valori, la secrezione aumenta in due fasi distinte. 1. Un primo aumento, fino a 10 volte, si ha entro 3-5 minuti dal brusco aumento della glicemia ed `e dovuto a insulina preformata che viene immediatamente immessa in circolo dalle cellule beta. Questo forte aumento iniziale della secrezione ormonale non `e durevole e si dimezza nei successivi 5-10 minuti. 2. Dopo circa 15 minuti la secrezione si innalza una seconda volta, raggiungendo in 2-3 ore un nuovo plateau, ad un livello di solito anche pi` u alto di quello della fase iniziale. Questo aumento `e dovuto sia alla liberazione di altra insulina preformata sia all’attivazione del sistema enzimatico che sintetizza l’insulina e ne provoca la liberazione dalle cellule pancreatiche. La risposta bifasica si pu`o chiaramente vedere durante il clamp iperglicemico di cui `e mostrato il grafico in Figura 2.7a. Da questi dati pu`o essere ricavata anche la linearit`a della risposta delle cellule beta. Il picco di concentrazione di insulina nella prima fase e il tasso di incremento della seconda fase sono entrambi proporzionali all’incremento della concentrazione del glucosio plasmatico (Figura 2.7b). L’importanza della prima fase `e stata mostrata in molti studi: se non ci fosse questa fase, a parit`a di zuccheri ingeriti, sarebbe necessaria una dose pi` u elevata di insulina per raggiungere il livello glicemico fisiologico, e lo si pu`o dedurre semplicemente da queste due considerazioni: • la concentrazione di glucosio `e maggiore subito dopo aver cominciato a ingerire alimenti; • la velocit`a di entrata del glucosio nelle cellule, e quindi il suo consumo, `e proporzionale alla quantit` a di insulina moltiplicata per la concentrazione dello stesso glucosio, che `e maggiore appunto nella fase precoce. La seconda fase mostra un andamento che nel campo dei controlli `e chiamato derivativo (nel clamp iperglicemico, ad esempio, l’andamento costante della glicemia nel tempo `e la derivata metematica dell’andamento linearmente crescente della secrezione di insulina nel tempo). Se una data quantit`a di insulina infusa


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

18

(a) Clamp iperglicemico

(b) Aumento proporzionale della risposta

Figura 2.7: (a) Concentrazione di insulina nel plasma durante esperimenti di clamp iperglicemico con valori crescenti di glucosio (ΔG). (b) Livello di picco della prima fase (ordinata sinistra; linea continua) e pendenza della seconda fase(ordinata destra; linea tratteggiata) rispetto all’increamento ΔG. non fa abbassare il livello glicemico, le cellule beta reagiscono incrementando ulteriormente la velocit`a di secrezione. Questo tipo di comportamento, che perdura per alcune ore, `e necessario per mantenere il glucosio ematico nell’intervallo di valori fisiologici. L’esposizione fatta sinora cattura due aspetti importatnti delle cellule pancreatiche, ma `e chiaramente una descrizione incompleta. Altre caratteristiche delle cellule beta, che `e bene considerare per una modellizzazione fedele delle stesse, sono: • il potenziamento della secrezione di insulina in base delle iperglicemie precedenti: un primo stimolo rende il pancreas pi` u sensibile a un secondo stimolo; • rilasciano insulina in modo discreto e non continuativo nel tempo;


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

19

• prima dei pasti, sono stimolate a secernere insulina da segnali nervosi; • la sensitivit`a al glucosio `e incrementata dalla presenza di aminoacidi, fino a far raddoppiare la loro attivit` a secretoria. Per rendere l’iplementazione pi` u semplce, nessuna di queste caratteristiche `e stata presa in considerazione nel contesto dello sviluppo di un algoritmo di controllo per la regolazione della glicemia.

2.2.3

Presentazione di alcuni algoritmi

Gli algoritmi pi` u conosciuti nel campo della Ricerca, e per i quali sono disponibili dati sperimentali, sono quelli attribuiti al Biostator [12](mostrati in fig Figura 2.8 insieme agli algoritmi sviluppati da Albisser, Kraegen e Fisher). Qui ci focalizzeremo su aspetti degli algoritmi che possono essere dedotti esaminando le equazioni stesse, senza entrare troppo nel dettaglio. In primo luogo, la risposta di tipo a gradino (grafico in Figura 2.8) pu`o essere comparata alla prima fase della risposta delle cellule beta al clamp iperglicemico. Con una semplice analisi `e evidente che ogni algoritmo presenta una buona modellazione della prima fase, ma sono imprecisi nel modellare la crescita della seconda fase (vedi Figura 2.7 per un confronto). Una seconda fase esiste ma resta costante. In secondo luogo, in ogni formulazione la durata della prima fase `e variabile dai 2 ai 5 minuti, conformemente a quanto accade realmente in vivo. E’ da notare anche che i termini usati per ottenere l’effetto derivativo si basano tutti sulla stessa struttura: coefficienti pesati sui precedenti valori glicemici. Questa struttura `e nota nella teoria dei segnali come Filtro a risposta Finita all’Impulso (filtro FIR) dove il numero di istanti passati tenuti in considerazione stabilisce l’ordine del filtro. L’ordine del filtro e i suoi coefficienti determinano il tempo di risposta e la sensibilit`a al rumore1 . Un aumento dell’ordine del filtro ha il vantaggio di ridurre l’effetto del rumore, ma lo svantaggio di ritardare il tempo di risposta. E’ da notare anche che la durata della seconda fase `e di gran lunga inferiore a 1

per rumore si intendono quei falsi valori glicemici restituiti dal sensore, dovuti sia a interferenze chimiche che elettroniche.


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

20

Figura 2.8: Algoritmi classici proposti per l’infusione di insulina a ciclo chiuso (colonna a sinistra). Formulazione alle differenze finite usate per stimare la risposta derivativa (colonna a destra; Gn , Gn−1 si riferiscono ai valori glicemici pi` u recenti in intervalli di 1 minuto). Risposta simulata per ogni algoritmo (grafico in basso)


CAPITOLO 2. PANCREAS ARTIFICIALE

21

quella mostrata dalle cellule beta, anche se l’algoritmo del Biostator e quello di Fisher consentono all’utente di modificarla. La terza e ultima osservazione `e che tutti gli algoritmi, ad eccezione di quello di Fisher, presentano una risposta non lineare. Ad esempio, se si raddoppiasse la concentrazione di glucosio, l’algoritmo originale del Biostator farebbe aumentare la seconda fase di secrezione di insulina di un fattore 16 (aumenta con una potenza di 4) e la prima fase approssivativamente di un fattore 4 (proporzionale a A2 +A). Queste relazioni non sono in sintonia con la risposta delle cellule beta.

2.2.4

Modellazione della secrezione delle cellule beta

La risposta bifasica delle cellule beta pu`o essere modellata con l’algoritmo probabilmente pi` u vecchio e usato nel campo del controllo. Questo `e basato sullo schema proporzionale, integrale, e derivativo (PID). La soluzione proposta da Fisher (Figura 2.8) `e una sottoclasse di questo tipo di algoritmo che tra l’altro `e lo stesso usato nei reparti di terapia intensiva in un dispositivo portabile della Medtronic MiniMed, il quale agisce attraverso infusioni sottocutanee di insulina. La quantit`a di insulina da infondere prevista dal controllore di tipo PID `e descritta dalla seguente equazione: P ID(t) = KP (G − GB ) + KI



(G − GB )dt + KD

dG dt

e la sua risposta a un clamp glicemico `e graficata in Figura 2.9 I parametri KP , KI , e KD sono rispettivamente i coefficienti proporzionale, integrativo, e derivativo, e G e Gb rappresentano la glicemia attuale e la glicemia basale. Per quanto riguarda i singoli addendi, la componente derivativa (Figura 2.9d) produce la risposta tipica della prima fase e la componente integrale (Figura 2.9c) produce la seconda. E’ incluso anche un pre-filtraggio di tipo passa basso della funzione G(t) che serve a smorzare gli effetti dovuti alla rapida salita della glicemia. Tali effetti del prefiltraggio si notano sul ritardo con il quale sale la componente proporzionale (Figura 2.9b) e sull’aumento dell’area sottostante la curva della componente derivativa (Figura 2.9d). Dal punto di vista della scienza dei sistemi di controllo, l’algoritmo PID `e considerato alquanto primitivo e semplicistico rispetto ai pi` u avanzati metodi basati sui modelli predittivi. Ad ogni modo, l���algoritmo PID resta la prima


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Figura 2.9: (a) Risposta delle cellule beta (cerchi pieni) a un aumento a gradino della glicemia graficata insieme alla risposta data dal modello PID (linea continua). Componenti proporzionale (b) integrale (c) e derivativa (d) che compongono la risposta totale del controllore PID (e). scelta per la progettazione di un sistema di controllo in molti campi applicativi (automobili, aereoplani, dispositivi di tracking satellitare . . . ), ed `e interessante notare che attraverso di esso si possa anche comprendere la fisiologia delle cellule beta.

2.3

Pompe per l’infusione di insulina

La prima pompa per l’infusione di insulina `e apparsa sul mecato nel 1983 e ad oggi, dopo molti progressi tecnici che hanno interessato questo dispositivo, `e usata intensivamente da circa duecentomila persone diabetiche [13]. Molti studi hanno mostrato come dei pazienti, opportunamente istruiti sul-


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l’uso della pompa insulica, riescano a ridurre la frequenza di iper e ipoglicemie rispetto alla terapia convenzionale, migliorado nettamente la propria condizione diabetica. Ci sono due modalit`a con cui l’insulina pu`o essere infusa da una pompa: • per via sottocutanea tramite l’utilizzo di una pompa esterna programmabile (Figura 2.10a); • per via intraperitoneale2 con l’uso di pompe impiantabili e comandate da un programmatore esterno a radiofrequenza (Figura 2.10b). Le pompe possono essere poi interfacciate con i dispositivi SMBG e, con l’uso di software caricati in memoria, possono suggerire al paziente la quantit` a e la modalit`a con cui dovr`a infondere l’insulina. Poich´e `e il paziente a decidere su come la pompa deve operare, non siamo di fronte a un sistema a ciclo chiuso. Di quest’ultimo, che `e ancora in fase di sperimentazione, si tratter`a nell’ultima sezione.

G I

(a)

(b)

Figura 2.10: (a) Pompa per infusione sottocutanea (I) interfacciata con un sensore amperometrico per la misura della glicemia (G). (b) Pompa impiantabile e programmatore esterno a radiofrequenza.

2.3.1

Pompe a infusione sottocutanea

Rispetto alla terapia convenzionale delle inizioni multiple giornaliere di insulina, le pompe a infusione sottocutanea hanno il vantaggio di emulare meglio il 2

il peritoneo `e una membrana sierosa che riveste la faccia interna delle pareti della cavit`a addominale, proteggendo i visceri all’interno. L’insulina che `e infusa al suo interno raggiunge velocemente il fegato arrestando prontamente la produzione epatica di glucosio.


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comportamento delle cellule beta perch´e infondono insulina in modo continuativo, ed `e possibile aumentarne l’infusione a seconda delle esigenze e senza ulteriori iniezioni dall’esterno. L’incidenza di episodi ipoglicemici pu`o essere ridotta di oltre l’80%, e si riesce facilmente a ridurre la dose giornaliera di insulina, e quindi a limitare i suoi effetti mitogeneci, del 14% [14]. Tutti questi vantaggi possono essere vanificati dall’incostanza della persona diabetica nel controllare la glicemia e regolare la pompa. Per questo motivo esistono dei protocolli di selezione dei pazienti. Uno svantaggio, che non dipende direttamente dalla pompa, `e che l’insulina iniettata per via sottocutanea, anche se del tipo rapido (es: Lispro) entra in azione dopo un periodo di tempo non predicibile a priori, e comunque dell’ordine dei minuti. Se il picco glicemico che si verifica durante un pasto non `e seguito a breve termine dal picco insulinico, `e molto probabile l’insorgenza di un’iperglicemia momentanea. La via di infusione intraperitoneale permette, invece, una rapida entrata in circolo dell’insulina e, da questo punto di vista, `e pi` u vantaggiosa della via sottocutanea.

2.3.2

Pompe impiantabili

Le pompe impiantabili che rilasciano insulina nella cavit`a peritoneale, riescono a emulare ancora meglio la funzionalit`a delle cellule beta nel controllo della glicemia. Infatti, oltre ad avere una modalit`a di infusione non discontinua, consentono all’insulina di raggiungere rapidamente la vena porta, e da qu`ı far arrestare prontamente la produzione epatica di glucosio. La versione attuale di queste pompe `e stata sviluppata a partire dagli anni ’90. Sono sagomate a forma di disco (Figura 2.10b) e impiantate nel tessuto sottocutaneo addominale; di qu`ı un catetere raggiunge la cavit`a peritoneale. Le pompe hanno una riserva di insulina sufficiente per un uso continuo di circa tre mesi, dopodich´e possono essere riempite in sede ospedaliera con una puntura attraverso la pelle. L’unico dispositivo impiantabile in commercio `e il Model 2007 Implantable Insulin Pump della Medtronic Minimed (California, USA), distribuita in Europa a partire dal febbraio del 2000 [15] Possono manifestarsi complicazioni alla tasca sottocutanea di impianto, come accumulo di fluidi e rush cutanei, che richiedono la rimozione della pompa. Questi


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incidenti sono dovuti a infiltrazioni batteriche e possono essere prevenuti con una copertura antibiotica sul dispositivo e sugli aghi usati per la ricarica dell’insulina [16]. Il problema maggiore, per`o, `e la formazioni di grumi di insulina nei meccanismi interni e nel catetere, che possono causare il blocco della pompa. In pi` u questi aggregati sembrano promuovere la formazione di anticorpi anti-insulina i quali, formando un legame reversibile con l’insulina, ne rallentano e prolungano l’azione nel tempo, con effetti sia iper che ipoglicemici [17]. Per eliminare una eventuale occlusione, il catetere pu`o essere risciacquato con una soluzione di NaOH, con una modalit`a simile a quella di riempimento dell’insulina. Se questa procedura non e sufficiente, si ricorre alla sostituzione del catetere effettuata in laparoscopia, o alla rimozione dell’intero impianto se l’occlusione `e all’interno della pompa. Nonostante queste complicazioni, la via intraperitoneale `e quella che mostra una fisiologia molto simile alle cellule beta e, per questa caratteristica, `e la pi` u appropriata ad essere integrata in un pancreas artificiale.

2.4

Sistemi a ciclo chiuso

Negli anni settanta `e stato sviluppato il pimo pancreas artificiale [18]: il Biostator. Questo macchinario era collegato al paziente, e l’insulina, infusa attraverso un catetere intravenoso, era regolata da un algoritmo (Figura 2.8, colonna sinistra) i cui dati in ingresso erano forniti da un sistema di monitoraggio continuo della glicemia. Il Biostator era ingombrante e richiedeva molta assistenza tecnica. Nella versione attuale il Biostator `e usato in reparti di terapia intensiva, ma il suo ingombro non lo rende adatto a essere trasportato ne tantomeno impiantato. Durante questi ultimi anni sono stati condotti degli esperimenti, sia su animali che su persone, con dispositivi pi` u adatti a sostituire quotidianamente la funzione pancreatica. Per questi esperimenti sono stati usati due approcci differenti: 1. infusione sottocutanea di insulina combinata a una misura sottocutanea della glicemia, usando dispositivi esterni; 2. infusione di insulina per via intraperitoneale con misra intravenosa della glicemia, usando dispositivi impiantabili e programmabili dall’esterno.


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Come si `e detto in precedenza, il limite della via sottocutanea, sia per la misura della glicemia che per l’infusione di insulina, `e il suo ritardo temporale nell’equilibrarsi con la circolazione sistemica. Gli esperimenti infatti non hanno evidenziato vantaggi sostanziali della modalit`a di controllo a ciclo chiuso rispetto a quella in cui il controllo `e operato dal paziente. Il secondo approccio ha dato risultati soddisfacenti nel controllare la glicemia soprattutto nei momenti post prandiali, che sono i pi` u critici in quanto un ritardo temporale del controllo pu`o facilmente condurre il paziente verso situazioni iperglicemiche. Gli svantaggi dell’infusione intraperitoneale sono stai esposti precedentemente e i sensori intravenosi mostrano un calo della sensitivit`a nel tempo. La sperimentazione sull’uomo del pancreas artificiale `e ancora agli albori, ma i risultati ottenuti promettono ulteriori progressi verso la realizzazione di un sistema, totalmente impiantabile, che sostituisca efficacemente la complessa funzioe endocrina del pancreas.


Capitolo 3 Pancreas Bioartificiale Il pancreas Bio-artificiale `e formato da componenti biologiche e non biologiche. Le componenti biologiche sono le isole di Langerhans, le quali, in base alla concentrazione di glucosio, secernono insulina. Le componenti non biologiche sono usate per proteggere, avvolgendole, le isole dall’attacco del sistema immunitario del paziente pur consentendo il passaggio delle sostanze nutritive e di scarto indispensabili alla vita stessa delle cellule. Ci sono tre metodi usati per proteggere le isole: 1. inserire le isole in fibre cave, con un analogo principio di funzionamento a quello dei cateteri per microdialisi (Figura 2.3); 2. microincapsulazione, in cui ogni capsula contiene poche isole (Figura 3.1); 3. distribuzione delle isole in foglietti biocompatibili di alginato1 . Dal 2000 ha avuto inizio la sperimentazione sull’uomo del trapianto di isole pancreatiche non immunoisolate [19]. I risultati ottenuti sono incoraggianti: si `e riusciti a rendere insulino indipendenti, per oltre due anni successivi all’impianto, dei soggetti diabetici di tipo 1; tuttavia questo risultato `e stato raggiunto al costo di una terapia immunosoppressiva, che in molti casi ha deteriorato la funzionalit`a renale. Il vantaggio che si ottiene proteggendo le isole con membrane `e quello di eliminare la terapia a base di immunosoppressori dopo l’impianto. 1

un polisaccaride carboidrato dell’acido mannuronico e guluronico, estratto dall’alga bruna. Il sale formato col sodio `e liquido, e gelifica in presenza di calcio

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Figura 3.1: Isola incapsulata. La capsula `e stata congelata e rotta per mostrare l’inerno. Il problema principale che affligge il pancreas bioartificiale `e la morte delle isole di langerhans per ipossia poich´e l’ossigeno incontra difficolt`a a permeare completamente il dispositivo bioartificiale. La superficie delle membrane pu`o inoltre provocare una reazione da corpo estraneo e la capsula fibrotica che ne risulta impedisce ai nutrimenti di accedere alle isole. Un altro problema `e il danneggiamento delle isole durante la fase di preparazione. Nei prossimi paragrafi saranno illlustrati gli obiettivi progettuali alla base della costruzione del pancreas bioartificiale.

3.1 3.1.1

Funzionalit` a delle isole impiantate Metodi di immunoisolamento

Il materiale usato per l’immunoisolamento deve essere biocompatibile sia con le isole che andranno a proteggere, sia con l’ambiente esterno nel quale saranno impiantate. Oltre ai materiali, anche le metodologie di preparazione dell’impianto non devono danneggiare le isole. Ad esempio, al momento dell’inserzione delle isole nelle fibre cave, bisogna ridurre al minimo gli sforzi di taglio che potrebbero compromettere la loro funzionalit`a.


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3.1.2

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Diffusione dei nutrienti

Come qualsiasi cellula vivente, le isole di Langerhans hanno bisogno di poter scambiare le sostanze nutritive (in entrata) e di rifiuto (in uscita) con l’ambiente esterno e pertanto la membrana protettiva deve avere pori abbastanza larghi per far passare tali sostanze e impedire allo stesso tempo l’attacco del sistema immunitario. Il nutriente che limita la vitalit`a delle isole `e l’ossigeno, infatti molti impianti falliscono a causa di un suo scarso apporto.

Figura 3.2: Trasporto attraverso la membrana artificiale Non si pu`o predire esattamente l’esatto profilo di permeabilit`a che soddisfi, a lungo termine, i requisiti nutrizionali delle isole incapsulate. Uno dei materiali che ha mostrato buone caratteristiche di permeabilit`a e protezione, oltre che di biocompatibilit`a, `e l’alginato, una sostanza gommosa ricavata dall’alga bruna e usata anche nella preparazione di farmaci e in ortodonzia.

3.1.3

Diffusione dell’insulina

Le isole di Langerhans devono rispondere prontamente a variazioni della glicemia; la membrana protettiva deve quindi consentire un rapido passaggio dell’insulina. Se le isole sono situate lontano dalla superficie della loro membrana protettiva, come avviene a volte nelle fibre cave, accade che l’insulina impieghi del tem-


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po prima che possa fuoriuscire dal dispositivo. Durante questo tempo quindi la glicemia non cala, facendo produrre altra insulina alle isole. In questo modo `e facile che sia prodotta una quantit`a di insulina maggiore di quella necessaria per ristabilire l’euglicemia, con conseguenze ipoglicemiche. Per evitare ci`o bisogna progettare l’involucro protettivo in modo da ridurre la distanza fra la superficie e le isole al suo interno.

3.2

Un esempio concreto: le ISLET SHEET

Si `e gi`a parlato della difficolt`a di inserire le isole nelle fibre cave senza danneggiarle. Anche il metodo dell’incapsulazione presenta un rischio di fallimento; in questo caso `e dovuto al processo di polimerizzazione radicalica con cui `e creata la membrana protettiva delle isole: la sostanza di cui `e composta la membrana, polimerizzando, tende a restringersi e comprimere le isole al suo interno. Creando membrane pi` u grandi si riduce per`o la diffusivit`a attraverso di esse. Fra i metodi elencati a inizio capitolo, quello che usa foglietti di alginato mostra le migliori caratteristiche di biocompatibilit`a, funzionalit`a e semplicit`a di impianto. A questi dispositivi ci si riferir`a col termine inglese Islet Sheet.

3.2.1

Descrizione del dispositivo bioartificiale

La Islet Sheet [20] `e costituita da isole di Langerhans confinate in molti strati di alginato fino a formare un foglietto sottile e piatto (con all’interno un polimero di rinforzo) e ricoperto sulle due facce da un ulteriore strato di alginato di immunoprotezione (Figura 3.3). E’ possibile produrre Islet Sheet di varie forme e dimensioni; tuttavia, per facilitare la manipolazione chirurgica durante l’impianto, la misura tipica usata `e 4cm x 8cm x 250μm. In Figura 3.4 `e mostrata la sezione trasversale di un Islet Sheet che `e stata impiantata nella cavit`a peritoneale di un cane per tre settimane. Senza il polimero di rinforzo questo foglietto si `e arrotolato su se stesso. Infatti quello che appare nella figura sono pi` u giri dello stesso foglietto, con sognificativi accumuli di fibroblasti nel mezzo. Lo spessore totale `e di 250 μm, ed `e pi` u sottile di quello della pi` u piccola microcapsula [21]. La Figura 3.4 dimostra che lo spessore `e rimasto invariato


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Figura 3.3: Schema di una Islet Sheet in sezione. L’alginato, che contiene fino al 40% in volume di isole, `e racchiuso fra due strati a funzione immunoprotettiva. Un polimero all’interno ha la funzione di rinforzo fisico. dopo tre settimane in vivo e non si evidenzia nessun rigonfiamento o distacco dell’alginato. Come le fibre cave, o i cateteri per microdialisi, le Islet Sheet si basano sulla diffusione passiva per il trasporto di glucosio, insulina, e metaboliti. Affinch`e il flusso di queste sostanze sia adeguato `e necessario che la barriera immunoprotettiva non sia troppo spessa. Alcuni studi [22] hanno mostrato che persino uno spessore della barriera immunoprotettiva di soli 25μm riduce il flusso di ossigeno del 50%. Una barriera di 200μm lo riduce a tal punto da impedire alle isoleogni attivit`a. Lo strato immunoprotettivo della Islet Sheet in Figura 3.4 `e di 50-75μm. Per una difesa efficace dal sistema immunitario dell’ tessuto che ospita l’impianto, le isole devono essere completamente coperte dalla membrana protettiva. Questo criterio `e difficile da soddisfare con le microcapsule [23], ma `e possibile con le Islet Sheet, e le Figure 3.4 e 3.5 mostrano una protezione totale delle isole dal sistema immunitario. Un altro vantaggio delle Islet Sheet `e l’alta densit`a del tessuto. Il foglietto `e costituito per circa il 50% in volume da isole. Questo riduce il volume teorico per l’impianto, necessario a curare un paziente diabetico, a meno di 5ml, o a una Islet Sheet che misuri circa 200cm2 (dieci Islet Sheet di 3cm x 7cm). Per ottenere lo stesso risultato con la microencapsulazione, occorrerebbero pi` u di 400 mila capsule per un paziente di 70Kg, cosa che che `e clinicamente infattibile [20]. Le propriet`a della superficie sono molto importanti nel prevenire una risposta fibrotica da parte dell’organismo ospitante [24]. Eventuali irregolarit` a possono fornire punti di aggancio per i fibroblasti, persino in assenza di elementi chimici


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Figura 3.4: Microfotografia di una Islet Sheet arrotolatasi su se stessa dopo tre settimane di impianto nella cavit`a peritoneale di un cane. Le isole al centro (I) sono ben separate dai fibroblasti (f) del tessuto ospitante con l’uso di due strati di alginato (aa). Lunghezza della barra, 250μm.


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Figura 3.5: Questa immagine mostra la completa copertura delle isole con lo strato protettivo di alginato. La superficie liscia impedisce l’adesione cellulare alle cellule esterne. I rigonfiamenti che si notano sono causati dalle isole all’interno della Islet Sheet. che possano scatenare la fibrosi. Le Islet Sheet sono state sviluppate avendo come obiettivo la massimizzazione della vitalit`a delle isole, e ci`o conferisce tutti i vantaggi di cui si `e esposto. Ad un operatore `e necessaria meno di un’ora per fornire un dispositivo adatto per un singolo paziente. Questo breve tempo di lavorazione favorisce la vitalit` a cellulare. Tutto il processo di produzione `e altamente riproducibile e offre molte opportunit`a per misure di controllo di qualit` a che contribuiranno a ulteriori sviluppi clinici.

3.3

Stato della Ricerca

La Ricerca sull’impianto di isole immunoprotette non `e ancora matura per la sperimentazione su esseri umani, ma i risultati ottenuti su animali progrediscono di anno in anno. Si `e riusciti a ottenere la normoglicemia, con un limitato uso di immunosoppressori, fino a un anno di distanza dall’impianto in cavie che avevano subito una pancreatomia [25]. Il traguardo della sperimentazione del pancreas bioartificiale sull’uomo `e ancora lontano e, una volta raggiunto, bisogn-


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er`a tener conto della scarsa disponibilit`a di pancreas umani, che saranno usati prioritariamente per i trapianti.


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Pancreas Artificiale e Bioartificiale