CZ2017427A3 - Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby - Google Patents

Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby Download PDF

Info

Publication number
CZ2017427A3
CZ2017427A3 CZ2017-427A CZ2017427A CZ2017427A3 CZ 2017427 A3 CZ2017427 A3 CZ 2017427A3 CZ 2017427 A CZ2017427 A CZ 2017427A CZ 2017427 A3 CZ2017427 A3 CZ 2017427A3
Authority
CZ
Czechia
Prior art keywords
collagen
layer
vascular
absorbable
mass
Prior art date
Application number
CZ2017-427A
Other languages
English (en)
Other versions
CZ308556B6 (cs
Inventor
Hynek CHLUP
Tomáš Grus
Mikuláš Mlček
Miloš BERAN
Original Assignee
České vysoké učení technické v Praze
Všeobecná fakultní nemocnice v Praze
Univerzita Karlova
Výzkumný ústav potravinářský Praha, v. v. i.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by ÄŚeskĂ© vysokĂ© uÄŤenĂ­ technickĂ© v Praze, Všeobecná fakultní nemocnice v Praze, Univerzita Karlova, Výzkumný ústav potravinářský Praha, v. v. i. filed Critical ÄŚeskĂ© vysokĂ© uÄŤenĂ­ technickĂ© v Praze
Priority to CZ2017427A priority Critical patent/CZ308556B6/cs
Priority to EP18185629.5A priority patent/EP3434292B1/en
Publication of CZ2017427A3 publication Critical patent/CZ2017427A3/cs
Publication of CZ308556B6 publication Critical patent/CZ308556B6/cs

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/507—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials for artificial blood vessels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/04—Hollow or tubular parts of organs, e.g. bladders, tracheae, bronchi or bile ducts
    • A61F2/06—Blood vessels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/22—Polypeptides or derivatives thereof, e.g. degradation products
    • A61L27/24—Collagen
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/40—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/40—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material
    • A61L27/44—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix
    • A61L27/48—Composite materials, i.e. containing one material dispersed in a matrix of the same or different material having a macromolecular matrix with macromolecular fillers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/58—Materials at least partially resorbable by the body
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
    • B29C48/00—Extrusion moulding, i.e. expressing the moulding material through a die or nozzle which imparts the desired form; Apparatus therefor
    • B29C48/03—Extrusion moulding, i.e. expressing the moulding material through a die or nozzle which imparts the desired form; Apparatus therefor characterised by the shape of the extruded material at extrusion
    • B29C48/13—Articles with a cross-section varying in the longitudinal direction, e.g. corrugated pipes
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
    • B29C48/00—Extrusion moulding, i.e. expressing the moulding material through a die or nozzle which imparts the desired form; Apparatus therefor
    • B29C48/15—Extrusion moulding, i.e. expressing the moulding material through a die or nozzle which imparts the desired form; Apparatus therefor incorporating preformed parts or layers, e.g. extrusion moulding around inserts
    • B29C48/151—Coating hollow articles
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B32—LAYERED PRODUCTS
    • B32B—LAYERED PRODUCTS, i.e. PRODUCTS BUILT-UP OF STRATA OF FLAT OR NON-FLAT, e.g. CELLULAR OR HONEYCOMB, FORM
    • B32B37/00—Methods or apparatus for laminating, e.g. by curing or by ultrasonic bonding
    • B32B37/14—Methods or apparatus for laminating, e.g. by curing or by ultrasonic bonding characterised by the properties of the layers
    • B32B37/15—Methods or apparatus for laminating, e.g. by curing or by ultrasonic bonding characterised by the properties of the layers with at least one layer being manufactured and immediately laminated before reaching its stable state, e.g. in which a layer is extruded and laminated while in semi-molten state
    • B32B37/153—Methods or apparatus for laminating, e.g. by curing or by ultrasonic bonding characterised by the properties of the layers with at least one layer being manufactured and immediately laminated before reaching its stable state, e.g. in which a layer is extruded and laminated while in semi-molten state at least one layer is extruded and immediately laminated while in semi-molten state
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2250/00—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2250/0014—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof having different values of a given property or geometrical feature, e.g. mechanical property or material property, at different locations within the same prosthesis
    • A61F2250/0051—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof having different values of a given property or geometrical feature, e.g. mechanical property or material property, at different locations within the same prosthesis differing in tissue ingrowth capacity, e.g. made from both ingrowth-promoting and ingrowth-preventing parts

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Composite Materials (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Gastroenterology & Hepatology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)

Abstract

Řešení se týká kompozitní cévní náhrady, zejména pro průtok pod 100 ml/min a vnitřní průměr menší jak 6 mm, která obsahuje nevstřebatelnou vrstvu (2) z pleteniny, která je na vnitřní i vnější straně opatřena povlakem z kolagenní hmoty. Nevstřebatelná vrstva (2) z pleteniny je s výhodou umístěna na samonosné vnitřní vstřebatelné vrstvě (1) z kolagenní hmoty, přičemž nevstřebatelná vrstva (2) je pokrytá mezivrstvou (4) z kolagenní hmoty, na které je vnější vstřebatelná vrstva (3) z kolagenní hmoty. Dále se týká způsobu výrobu této cévní náhrady, při kterém se kolagenní hmota o koncentraci 4 až 12 % hmotn. kolagenu temperuje 18 až 30 hodin při teplotě 15 až 30 °C, načež se nevstřebatelná vrstva (2) z pleteniny integruje do jedné vrstvy kolagenní hmoty pro vytvoření povlaku z kolagenní hmoty na vnitřní a vnější straně nevstřebatelné vrstvy (2) z pleteniny nebo se kolagenní hmota o koncentraci 4 až 12 % hmotn. kolagenu temperuje 18 až 30 hodin při teplotě 15 až 30 °C, načež se z kolagenní hmoty extruduje vnitřní vstřebatelná vrstva (1) v podobě trubice, která se suší při pokojové teplotě do vláčného stavu, poté se na vnitřní vstřebatelnou vrstvu (1) navleče nevstřebatelná vrstva (2) z pleteniny, na kterou je extrudována vnější vstřebatelná vrstva (3) z kolagenní hmoty o koncentraci 3 až 12 % hmont. kolagenu a cévní náhrady jsou sušeny při teplotě 15 až 30 °C po dobu 15 až 30 hodin až do vláčného stavu, načež jsou cévní náhrady tvrzeny 1,5 až 3,2 % pryskyřicí po dobu 3 až 10 min a poté jsou vysušeny a zvláčněny v lázni 15 až 30 % glycerinu po dobu 15 až 25 minut.

Description

Oblast techniky
Vynález se týká kompozitní cévní náhrady s vnitřním průměrem menším než 6 mm, zejména pro průtok pod 100 ml/min a způsobu její výroby.
Dosavadní stav techniky
Z praxe jsou známy syntetické cévní protézy využívající polyetylén tereftalát (PET, Dacron) a expandovaný polytetrafluoroetylén (ePTFE). V ČR byl a zůstává významným průkopníkem ve výrobě cévních náhrad VUP Brno, kde od 5O.tých let probíhá vývoj protéz založených na polyesterovém hedvábí s povrchovou kolagenní úpravou. Kolagen je ve vodě nerozpustný skleroprotein, který je hlavní složkou kůže, chrupavek, kostí oční rohovky cévních stěn, šlach, zubů - tvoří 25% bílkovin v těle savců.
Tyto polymery fungují dobře jako náhrady velkých cév, avšak jejich dlouhodobá průchodnost při náhradě cév o malém průměru (< 6 mm) je neuspokojivá. Pacientova vlastní tepna nebo žíla zůstává náhradou volby v koronární, bércové nebo obecně mikrovaskulámí chirurgii. Příčinami selhávání cévních protéz jsou trombóza a porucha vhojení, spočívající v nedostatečném pokrytí endotelovými buňkami a v intimální hyperplazii, která vzniká díky nepoměru v poddajnosti a hemodynamické nerovnováze.
Známé kolagenní protézy obsahují kolagen, což je protein, který je hlavní strukturní složkou extracelulámí hmoty pojivové tkáně a vnitřních orgánů, tvoří 25 až 30 % všech proteinů v těle savců. V současnosti je známo nejméně 27 rozdílných typů kolagenů, nej důležitější je kolagen typu I, II, III, IV a V. Kolagen typu I je přítomen v pokožce, kostech, šlachách a zubech, kolagen typu II je přítomen v chrupavkách. Typ III je kolagen embryonálního vývoje, jenž je později nahrazen typem I, typ IV se vyskytuje v bazální membráně epitelu, kolagen typu V je typický pro stěnu krevních cév.
Kolagen typu I je nejrozšířenější, představuje 90 % všech kolagenů v organismu, má strukturu tripl-helixu, který tvoří tří polypeptidické řetězce bohaté na aminokyseliny glycin, prolin, hydroxyprolin a hydroxylysin. Aminokyselinové složení kolagenu je u rozmanitých živočišných druhů podobné a většinou se jen mírně liší.
Cévní protézy vyrobené osnovní technologií pletení jsou na povrchu ošetřeny souvislou vrstvou chemicky modifikovaného kolagenu.
Nevýhodami dosavadních protéz jsou z obecného pohledu následující:
1) Omezené užití pro oblasti nízkého průtoku - tepny bérce, koronární tepny
2) Možnost imunologické odpovědi organismu, poruchy vhoj ování
3) Vnímavost k infekci cévní protézy s nutností odstranění materiálu z těla
4) Problematika hyperplazie v anastomosách
5) Problematika tromboz cévní protézy
Mezi základní požadavky na cévní náhrady patří biokompatibilita, vhodné mechanické vlastnosti - dostatečná pevnost a viskoeleastické vlastnosti podobné jako nativní cévy a schopnost adaptace na měnící se podmínky krevního průtoku. Dalším nezbytným požadavkem je nízká trombogenicita vnitřního povrchu cévních náhrad (Sarkar, et al, 2007). Nejnáročnější požadavky jsou na cévní náhrady s malým průtokem a malým průměrem, které jsou velmi náchylné
- 1 CZ 2017 - 427 A3 k ucpávání. V současné době nejsou na trhu skutečně spolehlivé syntetické cévní náhrady pro tyto malé průtoky. Chan-Park, et al. (2009) popisují postupy tkáňového inženýrství vedoucí k požadovaným vlastnostem cévních náhrad. Diskutují zde i požadavky na biodegradovatelné materiály. Cévní náhrady s malým průtokem jsou naléhavě vyžadovány zejména pro pacienty s potřebou náhrady koronárních a podkolenních cév. Současné terapie zahrnují použití autologních cév a syntetických náhrad (Nerem, Seliktar, 2001). Požadovanými mechanickými vlastnosti infrainguinálních bypassů se zabývá publikace Sarkar, et al., 2007. Ideální biomateriál pro tuto oblast tkáňového inženýrství by se měl mechanickými vlastnostmi blížit nativním cévám, ale také podporovat buněčný růst, podporovat produkci extracelulámí matrix a inhibovat trombogenicitu (Ravi a a Chaikof, 2010).
Kaibara, et al. (1995) popsali metodu in vitro hodnocení trombogenicity biomateriálů.
Obdobná známá řešení jsou popsána v následujících materiálech.
M.B. Chan-Park, J.Y. Shen, Y. Cao, Y. Xiong, Y. Liu, S. Rayatpisheh, G.C. Kang, H.P. Greisler. Biomimetic control of vascular smooth muscle cell morphology and phenotype for functional tissue-engineered small-diameter blood vessels. J Biomed Mater Res A. 91 (2): 629-34 (2009).
H. Haruguchi, S. Teraoka. Intimal hyperplasia and hemodynamic factors in arterial bypass and arteriovenous grafts: areview. J Artif Organs. 6(4):227-35 (2003).
T.L. Johnson, G.A. Barabino, R.M. Nerem. Engineering more physiologic in vitro models for the study of vascular biology. Progress in Pediatrie Cardiology 21: 201 - 210 (2006).
M. Kaibara, Y. Kawamoto, S. Yanagida, S. Kawakami. In vitro evaluation of antithrombogenicity of hybrid-type vascular vessel models based on analysis of the mechanism of blood coagulation. Biomaterials 16: 1229-1234(1995).
Gregor Knoner, Barbara E. Rolfe, J.H. Campbell, S.J. Parkin, N.R. Heckenberg, H. RubinszteinDunlop. Mechanics of Cellular Adhesion to Artificial Artery Templates. Biophysical Journal Volume 91: 3085-3096 (2006).
R.M. Nerem. Tissue engineering a blood vessel substitute: the role of biomechanics. Yonsei Med J. 41 (6): 735-9 (2000).
R.M. Nerem. Role of mechanics in vascular tissue engineering. Biorhelogy 40 (1-3): 281-7 (2003).
R.M. Nerem. Critical issues in vascular tissue engineering. International Congress Series 1262: 122-125 (2004).
R. M. Nerem, D. Seliktar. Vascular tissue engineering. Annu Rev Biomed Eng. 3:225-43 (2001).
S. Ravi, E.L. Chaikof. Biomaterials for vascular tissue engineering. Regen Med. 5 (1): 107 (2010).
S. Sarkar, H.J. Salacinskij, G. Hamilton, A.M. Seifalian. The mechanical properties of infrainguinal vascular bypass grafts: their role in influencing patency. Eur J Vasc Endovasc Surg. 31(6):627-36 (2006).
S. Sarkar, T. Schmitz-Rixen, G. Hamilton, A.M. Seifalian. Achieving the ideál properties for vascular bypass grafts using a tissue engineered approach: a review. Med Biol Eng Comput. 45 (4): 327-36 (2007).
-2CZ 2017 - 427 A3
Z. Yang, J. Tao, J.-M. Wang, Ch. Tu, M.-G. Xu, Y. Wang, S.-R. Pan. Shear stress contributes to t-PA mRNA expression in human endothelial progenitor cells and nonthrombogenic potential of smáli diameter artificial vessels. Biochemical and Biophysical Research Communications 342: 577-584 (2006).
Rovněž jsou známy komerčně používané nebiodegradovatelné i biodegradovatelné materiály
Komerčně používané syntetické nebiodegradovatelné materiály
Harrison (1958) publikoval přehled a srovnávací studii syntetických materiálů komerčně využívaných pro výrobu cévních protéz s velkým průměrem - nylonu, Dacronu, Orionu, Ivalonu (PVAc) a teflonu. Mezi komerčně využívané syntetetické nebiodegradovatelné materiály patří také polytetrafluoroethylen (PTFE), různé typy polyesterů, či GORETEX. Jsou to rigidní materiály, které jsou nevhodné pro konstrukcí cévních náhrad s malými průtoky (Tiwari, et al., 2002). Schutte a Nerem (2013) publikovali podrobný přehled materiálů, používaných pro výrobu cévních protéz, včetně přehledných tabulek použitých materiálů s odkazy na publikace. Analýzou trhu cévních náhrad se v bakalářské práci zabývá Evansen (2011).
Komerčně používané biodegradovatelné materiály
Nejčastěji využívaný biopolymer pro konstrukci cévních náhrad je kolagen. Použití kolagenu pro výrobu cévních náhrad a v dalších oblastech rekonstrukční medicíny bylo popsáno v přehledu Khan, et al. (2011).
Uvedené materiály jsou popsány v následujících publikacích.
B.E. Evansen. Markét and Business Analysis of Tissue Engineered Blood Vessels. A Major Qualifying Project Report Submitted to the Faculty of the Worcester Polytechnic Institute in partial fulfillment of the requirements for the Degree of Bachelor of Science in Management Engineering with a Biomedical Engineering Concentration. Apríl 2011.
J.H. Harrison. Synthetic materials as vascular prostheses: II. A comparative study of nylon, dacron, orion, ivalon sponge and teflon in large blood vessels with tensile strength studies. The Američan Journal of Surgery 95 (1): 16-24 (1958).
Y.P. Jiao, F.Z. Cui. Surface modification of polyester biomaterials for tissue engineering. Biomed Meter. Biomed Mater. 2(4):R24-37 (2007).
R. Khan, M.H. Khan, A. Bey. Use of collagen as an implantable materiál in the reconstructive procedures - an overview. Biology and Medicíně, 3 (4): 25-32 (2011).
S. Roli, J. Můller-Nordhorn, T. Keil, H. Scholz, D. Eidt, W. Greiner, S.N. Willich. Dacron vs. PTFE as bypass materials in peripheral vascular surgery-systematic review and meta-analysis. BMC Surg. 8: 22 (2008).
S.C. Schutte, R.M. Nerem. CHAPTER II.6.9 BLOOD VESSEL TISSUE ENGINEERING.
From: B.D. Rarner, A.S. Hofman, F.J. Schoen, J.E. Lemons (editors). Biomaterials Science: An Introduction to Materials in Medicine. Academie Press; 3 edition, January 2013.
A. Tiwari, H. Salacinski, A.M. Seifalian, G. Hamilton. New prostheses for use in bypass grafts with speciál emphasis on polyurethanes. Cardiovasc Surg 10(3):191-7 (2002).
X. Wang, P. Lin, Q. Yao, C. Chen. Development of small-diameter vascular grafts. World J Surg 31(4):682-9 (2007).
Dále je uveden přehled metodik a materiálů, které jsou předmětem výzkumu a vývoje
-3 CZ 2017 - 427 A3
Přehled používaných metodik pro konstrukci cévních náhrad
Pro přípravu biologicky funkčních cévních náhrad se v současné době testuje celá řada postupů a materiálů. Mezi tyto metody patří konstrukce cévních náhrad s použitím přírodních gelů a syntetických tzv. skafoldů, osídlených živými buňkami cévních tkání a bezbuněčné techniky (viz přehledová publikace Shaikh, et al., 2008).
Son a Kim (2009) popisují přípravu polymemích skafoldů s mikrostrukturovanými povrchy s použitím 3D tisku. Využitím postupů 3D tisku („rapid prototyping“) pro účely tkáňového inženýrství se zabývají i další publikace (Peltola, et al., 2008).
Sarkar, et al. (2009) použili pro výrobu cévních náhrad s nízkým průtokem z nanokompozitního polymeru, obsahujícího polykarbonát uretan a polyhedrální oligomemí silsesquioxan, novou metodu automatické extruze („extrusion-phase-inversion method“). Vyrobené vzorky měly dobré antitrombogenní vlastnosti a bistabilitu.
Lovett, et al. (2008; 2010) popsali postup výroby tkáňových náhrad z hedvábného fibroinu metodou nástřiku vláken z gelu na rotující hřídel („gel spinning“). Vyrobené cévní náhrady při in vitro i in vivo testování předčily v některých aspektech komerční PTFE cévní protézy.
Singha, et al. (2012) publikoval přehled metod a materiálů pro výrobu cévních protéz v komerční i výzkumné sféře.
Chaouat, et al. (2008) popsali přípravu PVA cévních náhrad pro malé průtoky prostým nabalováním materiálů z roztoku na teflonovou tyčinku.
Možnostmi využívání nanovlákenných struktur vyrobených elektrostatickým zvlákňováním pro konstrukci cévních protéz se zabývají v přehledové publikaci Kizildag a Yalcin (2012).
Vaz, et al. (2005) popsali konstrukci cévních protéz s morfologickou architekturou napodobující nativní cévy s použitím postupného ukládání různě orientovaných PLA a PCL nanovláken, připravených elektrostatickým zvlákňováním, na sběrač ve formě rotujícího hřídele. Konstrukce cévních protéz s použitím kombinované technologie elektrostatického zvlákňování a zvlákňování tavenin kopolymeru L-laktidu a kaprolaktonu je popsána v článku Chung, et al., 2010. Widmer, et al. (1998) použili k výrobě tubulámích skafoldů ze směsi PLGA a PLA technologii extruze. Skardal, et al. (2010) použili pro konstrukci cévních náhrad z hydrogelů kyseliny hyaluronové, síťovaných tetrahedrálními PEG tetraakryláty, postupy 3D tisku. Pro výrobu cévních náhrad byly použity i postupy elektrohydrodynamické atomizace (Stankusa, et al., 2007). Lee, et al. (2009) použili pro přípravu biomateriálů pro cévní protézy polymer připravený kondenzační polymerací kyseliny jablečné a 1,12-dodekandiolu a metodu výroby pěn superkritickým oxidem uhličitým.
Biopolymemí implantáty a implantáty připravené metodami tkáňového inženýrství
Kannan, et al. (2005) publikoval výčet nových úspěšně testovaných materiálů pro konstrukci cévních náhrad biologického i syntetického původu, pro využití zejména u bypassů.
Kakou, et al. (2007) publikoval přehled materiálů testovaných pro konstrukci tzv. skafoldů pro cévní tkáňové inženýrství. Některé z nich jsou využívány i komerčně, např. kolagen. Mezi intenzivně zkoumané biomateriály biologického původu patří také bílkovina fibrin, která se, podobně jako kolagen, vyskytuje v nativních cévách. Fibrin má výborné mechanické vlastnosti i biokompatibilitu, nevýhodou je vysoká cena. Možnostmi využití chitosanu v oblastech tkáňového inženýrství a regenerativní medicíny se zabývají v přehledové publikaci Jiang, et al., 2008.
Aplikaci kyseliny polymléčné pro výrobu plně resorbovatelných stentů popisuje Van Alst, et al., 2009.
-4CZ 2017 - 427 A3
Nové trendy v oblasti tkáňového inženýrství souhrnně popisují Nemeno-Guanzon, et al., 2012.
Nadějné výsledky získali při testování cévních protéz pro malé krevní průtoky, připravených z biodegradovatelného chitosanu, Kong, et al. (2012).
Vrana, et al. (2010) testovali vliv střihového stresu na endotelizované kompozitní hydrogely, připravené z PVA a želatiny.
Elastin je klíčovou bílkovinou strukturální matrix, poskytující ji elastičnost. Kromě toho má řadu regulačních funkcí a ovlivňuje buněčné fentotypy a aktivity. Funkce elastinu byla prozatím v cévním inženýrství většinou podceňována (Patel, et al., 2006). Koens, et al. (2010) popsali postup výroby 3 vrstevných cévních grafitů obsahujících kolagen a elastin.
Ravi a Chaikof (2010) publikovali přehled biomateriálů používaných pro tkáňové inženýrství cév. Ideální biomateriál pro tuto oblast tkáňového inženýrství by se měl mechanickými vlastnostmi blížit nativním cévám, ale také podporovat buněčný růst, podporovat produkci extracelulámí matrix a inhibovat trombogenicitu. Jiný přehled materiálů pro tkáňové inženýrství cév byl publikován autorským kolektivem Chlupáč, et al. (2009). Bakteriální celulózu pro přípravu cévních náhrad pro mikrochirurgii použili Klemm, et al., 2001. Možnosti využití bakteriální celulózy pro konstrukci cévních náhrad, zejména z hlediska interakce tohoto biopolymeru s krví a endoteliálními buňkami, se v disertační práci zabývá Fink (2009). Tkáňovým inženýrstvím cév s nízkými průtoky a používanými biomateriály se v přehledovém článku zabývají Heyligers et al. (2005). Velmi perspektivním materiálem pro konstrukci cévních náhrad s malým průměrem je hedvábný fibroin (Lovett, et al., 2007). Xiang, et al. (2011) použili pro přípravu tubulámích skafoldů kompozitní nanovlákna, obsahující rekombinantní bílkovinu pavoučího hedvábí, PCL a želatinu.
Testované syntetické materiály pro konstrukci cévních náhrad
Přehled syntetických biomateriálů používaných pro cévní tkáňové inženýrství publikoval Schmedlen, et al., 2003. Tiwari, et al. (2002) publikoval přehledovou publikaci zaměřenou na možnost využití nebiodegradovatelných polyuretanových materiálů při konstrukci cévních náhrad s malým průtokem. Tento typ materiálů se jeví jako velmi perspektivní.
Relativně novým biomateriálem testovaným pro konstrukci cévních náhrad jsou oligomemí nanokompozity silsesquioxanu (Solouk, et al., 2011; Cozza, et al., 2012).
Domurado, et al. (1978) ukázali, že vlastnosti pletených cévních náhrad z Dakronu, včetně osídlení protéz buňkami a vývoje kolagenového opouzdření, byly zlepšeny impregnací albuminem. Schneider, et al. (1993) popisují postup úpravy goretexových cévních náhrad s pomocí fibrinu a/nebo exocelulámí matrix, s následným osídlením buněk z endotelu hovězí aorty. Využitím potenciálně biodegradovatelných PVA hydrogelů pro konstrukci cévních protéz se zabývá v disertační práci Elshazly (2004).
Izhar, et al. (2001) testovali s velmi dobrými výsledky cévní protézy s nízkým průtokem, připravené z PU vláken (Lycra) s biodegradovatelným potahem PĚLA (poly(ethylene glycol)/poly(lactic acid)). Niekraszewicz, et al. (2009) zlepšovali vlastnosti cévních protéz připravených z polyesterové pleteniny impregnací polymerempoly\D,L-(laktid-ko-glykolid)).
Fiorica, et al. (2012) připravili skafoldy z kompozitních kopolymemích PE-PA vláken připravených elektrostatickým zvlákňováním a na jeho povrchu imobilizovali heparin. Heparin váže několik růstových faktorů, včetně vaskulámího endoteliálního růstového faktoru (VEGF) a růstového faktoru pro fibroblasty (bFGF) a zvyšuje tak osídlení biomateriálů příslušnými buňkami a zlepšuje jejich proliferaci.
-5 CZ 2017 - 427 A3
Milion, et al. (2012) funkcionalizovali fyzikálně síťovaný PVA fibronektinem s cílem zlepšit buněčnou adhezi s prolifereci vepřových arteriálních a vaskulámích endoteliálních buněk. Učinost funkcioalizace byla experimentálně potvrzena. Choi a Noh (2005) funkcionalizovali ePTFE skafoldy porézní vrstvou biodegradovatelného PLGA s použitím uhličitanu amonného, jako porogenu. Pro zlepšení tkáňové regenerace byl PLGA povrch ještě potažen vrstvou želatiny. Huanga, et al. (2011) použili prostorově uspořádanou síť nanovláken kolagenu, chitosanu a termoplastického polyuretanu, připravenou elektrostatickým zvlákňováním s následným síťováním glutaraledehydem, s cílem napodobit strukturu nativní extracelulámí matrix. Testy ukázaly dobrou biokompatibilitu skafoldů. Prostorové uspořádání nanovláken ovlivňuje buněčnou morfologii.
Greislertt, et al. (1996) impregnovali ePTFE graft fibrinovým lepidlem, obsahujícím FGF-1 růstový faktor a heparin. Autorům se tímto způsobem podařilo zvýšit proliferaci endoteliálních buněk a buněk hladkého svalstva po implantaci cévních náhrad psům.
Mezi nevýhody popisovaných řešení patří především cena a nedostupnost větší části popisovaných cévních náhrad v klinické praxi. U biomateriálu zajištujících vyšší proliferaci endoteliálních buněk a buněk hladkého svalstva chybí dlouhodobé ověření průchodnosti v klinické praxi, ve vztahu k možné hyperplazii a částečné obliteraci průtočného lumina, zejména u protéz určených pro oblasti s nízkými průtoky.
Podstata vynálezu
Výše uvedené nedostatky jsou do značné míry odstraněny kompozitní cévní náhradou o vnitřním průměru menším než 6 mm a průtoku pod 100 ml/min, podle tohoto technického řešení. Jeho podstatou je to, že cévní náhrada obsahuje vnitřní vstřebatelnou vrstvu z kolagenní hmoty, na které je nevstřebatelná vrstva z pleteniny, pokrytá vnější vstřebatelnou vrstvou opět z kolagenní hmoty. Nebo je náhrada tvořena jednou vrstvou tvořenou vstřebatelnou kolagenní hmotou a do této vrstvy je při výrobě integrována vrstva pleteniny. Pletenina je kolagenní hmotou obalena. Hovoříme tak o vnitřní a vnější vrstvě nebo straně cévní náhrady. Vnější vrstva/strana je upravena jinak než vnitřní. To má zaručit rychlejší vstřebání zevní kolagenní vrstvy/strany. Tím dochází v průběhu procesu integrace protézy do organismu k lepšímu průniku fibroblastů do středu stěny protézy a tím dochází k časnému vhojení graftu. Toto se jeví jako výrazná přednost této protézy. Zdrojová kolagenní hmota obsahuje kolagen, který je získán z kůže a podkoží a to s výhodou např. ze sladkovodních ryb. Nevstřebatelná střední vrstva je ve výhodném provedení z polyesterové pleteniny. Jedno vlákno nevstřebatelné vrstvy s výhodou sestává ze 2 až 5 monofilových vláken sdružených před pletením do jednoho svazku. Tento postup spřádání umožňuje graftu vhodnou mechanickou odezvu jeho stěny na pulzní tok krve. Stěna graftu není rigidní a dovede částečně přenášet pulzní vlnu při zachování celistvosti vnitřní kolagenní vrstvy/strany. Pletenina je nevrapovaná.
Dále se vynález týká způsob výroby cévní náhrady. Jeho podstatou je to, že kolagenní hmota o koncentraci 4 až 12 % hmotn. kolagenu se temperuje 15 až 30 hodin při teplotě 15 až 30 °C, načež se zní extruduje vnitřní vstřebatelná vrstva v podobě trubice, která se suší při pokojové teplotě do vláčného stavu. Poté se na vnitřní vstřebatelnou vrstvu navleče nevstřebatelná vrstva z pleteniny, která se pokryje vnější vstřebatelnou vrstvou opět z kolagenní hmoty o koncentraci 3 až 12 % hmotn. kolagenu. Cévní náhrady jsou sušeny při teplotě 15 až 30 °C po dobu 15 až 30 hodin do vláčného stavu. Kompozitní náhrady z jedné vrstvy kolagenu se s výhodou vyrábí také extruzí kolagenní hmoty o koncentraci 4 až 12 % hmotn. kolagenu, kdy je zároveň extrudována vnitřní a vnější kolagenní strana protézy při kontinuálním nanášení kolagenní hmoty na pleteninu. Temperování kolagenní hmoty je stejné jako v předchozím případě. Po jednorázové extruzi je protéza sušena při teplotě 15 až 30 °C po dobu 15 až 30 hodin do vláčného stavu. Cévní náhrady jsou tvrzeny 1,5 až 3,2 % pryskyřicí po dobu 3 až 10 min a poté jsou vysušeny a zvláčněny v lázni 15 až 30 % glycerinu po dobu 15 až 25 min.
-6CZ 2017 - 427 A3
Kolagenní hmota je s výhodou obohacena rovnoměrně rozptýlenými farmakologicky účinnými látkami, mezi které patří antibiotika, antiagregancia a anticolagulancia. V případě vrstvené protézy může být mezi vnitřní vstřebatelnou vrstvu a nevstřebatelnou vrstvu nanesen roztok kolagenní hmoty o koncentraci 1 až 3 % hmotn. kolagenu.
Dále jsou cévní náhrady nastříhány na požadovanou délku. Vzorky cévní náhrady jsou individuálně zabaleny do dvojitého sterilizačního obalu a sterilizovány standardní dávkou záření pro medicínské prostředky. Např. pro gamma záření se tato dávka pohybuje v rozmezí 25 až 30 kGy.
V rámci výzkumu ideální nízkoprůměrové cévní náhrady, o světlosti menší než 6 mm, došlo ke změně některých chirurgických postupů, vývoji nových biomateriálů a zejména k zavedení technologie buněčných a tkáňových kultur a v neposlední řadě vývoj nových typů cévních náhrad a materiálu souvisejících s jejich definitivním ošetřením.
Nový unikátní postup extruze kolagenu u cévní protézy podle tohoto technického řešení zlepšuje její vlastnosti v oblasti umělých cévních náhrad pro nízké průtoky a světlosti pod 6 mm, jak bylo ověřeno na zvířecím modelu.
Navržená cévní náhrada má nevstřebatelnou porézní vrstvu/složku, která svými charakteristikami zajistí trvalou odolnost vůči tepennému tlaku i v extrémních hodnotách a současně neovlivní negativně vhoj ování, či lépe organizaci, cévní protézy v organismu. Tato nevstřebatelná část má na vnitřní i vnější straně souvislý povlak biologického vstřebatelného materiálu, který je schopen se svými fyzikálními charakteristikami, případně biologickými, přiblížit charakteristikám cévní stěny.
Zevní vrstva nebo povlak z kolagenní hmoty není nezbytně nutný. Nespornou výhodou je však funkční krytí nevstřebatelné vrstvy, pleteniny. Smáčivý, neboli kontaktní povrch vláken pleteniny zaujímá velkou celkovou plochu oproti kompaktní biologické zevní kolagenní vrstvě. Velikost kontaktního povrchu protézy má přímou vazbu na riziko infekce grafitu. Aplikací této zevní kolagenní vrstvy nebo povlaku, který může být obohacen o farmaka, např. antibiotika, se významně snižuje riziko infektu náhrady. Jednou infikovaná náhrada je určena vždy k explantaci, protože z umělého povrchu náhrady - pleteniny, nelze infekci eliminovat. Vnější vrstva také tvoří jakousi pojistku - bariéru, proti průsaku krve stěnou protézy v případě porušení celistvosti vnitřní vrstvy. Na straně druhé musí být vnější strana protézy poměrně brzy vstřebána, aby nekomplikovala vhojení protézy do okolní tkáně. Obě biologické složky mají takové vlastnosti, aby jednak byly ovlivnitelně vstřebatelné a jednak aby umožnily svá obohacení farmakodynamicky účinnými látkami. Všechny použité materiály kompozitní protézy jsou schopné sterilizace zářením se standardní dobou expirace běžně používaných cévních protéz.
Využitelnost tohoto typu cévní náhrady předpokládáme zejména pro oblasti s nízkými průtoky, tedy především bércové tepenné řečiště s cílovými tepnami malého průměru. Indikace k distální rekonstrukci tohoto typuje zejména u nemocných s kritickou končetinovou ischemií - přítomnost trofického defektu, trpících nejzávažnější formou periferní aterosklerózy a diabetem s orgánovými komplikacemi.
Obecně je tato cévní náhrada kompozitní trubice, jejíž uplatnění může být při náhradách jakýchkoli tubulámích struktur o malých vnitřních průměrech pod 6 mm nebo jakýchkoli tubulámích struktur určených pro transport tekutin, tj. kapalin nebo plynů, např. krve, při nízkých průtocích zejména pak pod 100 ml/min a interních tlacích v trubici do 450 mmHg = 60 kPa = 0.6 bar = 8.7 psi
Technologický postup výroby cévní náhrady je snadno reprodukovatelný.
-7 CZ 2017 - 427 A3
Objasnění obrázků na výkresech
Technické řešení bude podrobněji popsáno na příkladném systému s pomocí přiloženého Obr. 1, kde je znázorněna schematicky cévní náhrada v částečném řezu.
Příklad uskutečnění vynálezu
Příkladná vrstvená kompozitní cévní náhrada, zejména pro průtok pod 100 ml/min a vnitřní průměr pod 6 mm, obsahuje vnitřní vstřebatelnou vrstvu 1 zkolagenní hmoty, na které je nevstřebatelná vrstva 2 z pleteniny, na které je vnější vstřebatelná vrstva 4 z kolagenní hmoty. Příkladná jednovrstvá kompozitní cévní náhrada, zejména pro průtok pod 100 ml/min a vnitřní průměr pod 6 mm, obsahuje nevstřebatelnou vrstvu 2, které je při výrobním procesu integrována do jedné vrstvy kolagenní hmoty. Tím na vnitřní a vnější straně nevstřebatelné vrstvy 2, pleteniny, je vytvořen povlak z kolagenní hmoty. Zdrojová kolagenní hmota obsahuje kolagen, který je získán z kůže a podkoží a to s výhodou např. ze sladkovodních ryb. Nevstřebatelná vrstva 2 je z polyesterové pleteniny. Jedno vlákno nevstřebatelné vrstvy 2 sestává ze 2 až 5 mono lilových vláken sdružených před pletením do jednoho svazku. Pletenina je nevrapovaná.
Příkladný způsob výroby vrstvené cévní náhrady spočívá v tom, že kolagenní hmota o koncentraci 8 % hmotn. kolagenu se temperuje 24 hodin při teplotě 21 °C, načež se z ní extruduje vnitřní vstřebatelná vrstva 1 v podobě trubice, která se suší při pokojové teplotě do vláčného stavu. Poté se na vnitřní vstřebatelnou vrstvu 1. navleče nevstřebatelná vrstva 2 z pleteniny, na kterou je nanesena vnější vstřebatelná vrstva 3 z kolagenní hmoty o koncentraci 7 % hmotn. kolagenu.
Další příkladný způsob výroby jednovrstvé cévní náhrady spočívá v tom, že kolagenní hmota o koncentraci 8 % hmotn. kolagenu se temperuje 24 hodin při teplotě 21 °C, načež je při výrobním procesu, např. extruzi, nevstřebatelná vrstva 2 z pleteniny integrována do jedné vrstvy kolagenní hmoty. Tím na vnitřní a vnější straně nevstřebatelné vrstvy 2, pleteniny, je vytvořen povlak z kolagenní hmoty.
Cévní náhrady jsou sušeny při teplotě 21 °C po dobu 24 hodin až do vláčného stavu. Načež jsou cévní náhrady tvrzeny 2 % pryskyřicí po dobu 5 min a poté jsou vysušeny a zvláčněny v lázni 20 % glycerinu po dobu 20 min.
Kolagenní hmota je obohacena rovnoměrně rozptýlenými farmakologicky účinnými látkami. Mezi vnitřní vstřebatelnou vrstvou 1. a nevstřebatelnou vrstvou 2 může být nanesen roztok kolagenní hmoty o koncentraci 2 % hmotn. kolagenu.
Takto připravené cévní náhrady jsou nastříhány na požadovanou délku a dále jsou individuálně zabaleny do dvojitého sterilizačního obalu a sterilizovány gamma zářením dávkou 25 až 30 kGy.
Předpokládá se výroba cévních náhrad ve standardních rozměrech pro oblast nízkého průtoku, tedy v průměrech 3 až 6 mm a délkách 100 až 800 mm. Tyto rozměry odpovídají použití pro umístění distální anastomosy zejména na arteria poplitea (P3), a bércové tepny - arteria fibulars, arteria tibialis posterior a arteria tibialis anterior. Krátký typ protézy lze využít pro náhrady v oblasti femoro-popliteální.
Průmyslová využitelnost
Kompozitní cévní náhrada podle tohoto vynálezu nalezne použití zejména u tzv. distálních rekonstrukcí na tepenném řečišti dolních končetin, tj. distální femoro-popliteální bypassy,
-8CZ 2017 - 427 A3 krurální bypassy atp. Obecně jde o kompozitní trubice, jejíž uplatnění může být při náhradách jakýchkoli tubulámích struktur o malých vnitřních průměrech pod 6 mm nebo jakýchkoli tubulámích struktur určených pro transport tekutin, tj. kapalin nebo plynů, např. krve, při nízkých průtocích zejména pak pod 100 ml/min a interních tlacích v trubici do 450 mmHg = 60 kPa = 0.6 bar = 8.7 psi
PATENTOVÉ NÁROKY

Claims (13)

1. Kompozitní cévní náhrada, zejména pro průtok pod 100 ml/min a vnitřní průměr menší jak 6 mm, vyznačující se tím, že obsahuje nevstřebatelnou vrstvu (2) z pleteniny, která je na vnitřní i vnější straně opatřena povlakem z kolagenní hmoty.
2. Kompozitní cévní náhrada podle nároku 1, vyznačující se tím, že nevstřebatelná vrstva (2) z pleteniny je umístěna na samonosné vnitřní vstřebatelné vrstvě (1) z kolagenní hmoty, přičemž nevstřebatelná vrstva (2) je pokrytá mezivrstvou (4) z kolagenní hmoty, na které je vnější vstřebatelná vrstva (3) z kolagenní hmoty.
3. Kompozitní cévní náhrada podle nároku 1 nebo 2, vyznačující se tím, že zdrojová kolagenní hmota obsahuje kolagen, který je získán z kůže a podkoží.
4. Kompozitní cévní náhrada podle nároku 3, vyznačující se tím, že kolagen je získán ze sladkovodních ryb.
5. Kompozitní cévní náhrada podle kteréhokoli z předchozích nároků, vyznačující se tím, že nevstřebatelná vrstva (2) je z polyesterové pleteniny.
6. Kompozitní cévní náhrada podle nároku 5, vyznačující se tím, že jedno vlákno nevstřebatelné vrstvy (2) sestává ze 2 až 5 monofilových vláken sdružených před pletením do jednoho svazku.
7. Kompozitní cévní náhrada podle kteréhokoli z předchozích nároků, vyznačující se tím, že pletenina je nevrapovaná.
8. Způsob výroby cévní náhrady podle kteréhokoli z předchozích nároků 1 až 7, vyznačující se tím, že kolagenní hmota o koncentraci 4 až 12 % hmotn. kolagenu se temperuje 18 až 30 hodin při teplotě 15 až 30 °C, načež se nevstřebatelná vrstva (2) z pleteniny integruje do jedné vrstvy kolagenní hmoty pro vytvoření povlaku z kolagenní hmoty na vnitřní a vnější straně nevstřebatelné vrstvy (2) z pleteniny.
9. Způsob výroby cévní náhrady podle kteréhokoli z předchozích nároků 1 až 7, vyznačující se tím, že kolagenní hmota o koncentraci 4 až 12 % hmotn. kolagenu se temperuje 18 až 30 hodin při teplotě 15 až 30 °C, načež se z kolagenní hmoty extruduje vnitřní vstřebatelná vrstva (1) v podobě trubice, která se suší při pokojové teplotě do vláčného stavu, poté se na vnitřní vstřebatelnou vrstvu (1) navleče nevstřebatelná vrstva (2) z pleteniny, na kterou je extrudována vnější vstřebatelná vrstva (3) z kolagenní hmoty o koncentraci 3 až 12 % hmotn. kolagenu a cévní náhrady jsou sušeny při teplotě 15 až 30 °C po dobu 15 až 30 hodin až do vláčného stavu, načež jsou cévní náhrady tvrzeny 1,5 až 3,2 % pryskyřicí po dobu 3 až 10 min a poté jsou vysušeny a zvláčněny v lázni 15 až 30 % glycerinu po dobu 15 až 25 min.
10. Způsob výroby cévní náhrady podle nároku 8 nebo 9, vyznačující se tím, že kolagenní hmota je obohacena rovnoměrně rozptýlenými farmakologicky účinnými látkami.
-9CZ 2017 - 427 A3
11. Způsob výroby cévní náhrady podle nároku 8, 9 nebo 10, vyznačující se tím, že mezi vnitřní vstřebatelnou vrstvou (1) a nevstřebatelnou vrstvou (2) je nanesen roztok kolagenní hmoty o koncentraci 1 až 3 % hmotn. kolagenu.
5
12. Způsob výroby cévní náhrady podle kteréhokoli z předchozích nároků, vyznačující se tím, že cévní náhrady jsou nastříhány na délku 100 až 800 mm.
13. Způsob výroby cévní náhrady podle kteréhokoli z předchozích nároků, vyznačující se tím, že vzorky cévní náhrady jsou individuálně zabaleny do dvojitého sterilizačního obalu a ío sterilizovány gamma zářením dávkou 25 až 30 kGy.
CZ2017427A 2017-07-26 2017-07-26 Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby CZ308556B6 (cs)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CZ2017427A CZ308556B6 (cs) 2017-07-26 2017-07-26 Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby
EP18185629.5A EP3434292B1 (en) 2017-07-26 2018-07-25 Composite blood vessel substitute and the method for producing it

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CZ2017427A CZ308556B6 (cs) 2017-07-26 2017-07-26 Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CZ2017427A3 true CZ2017427A3 (cs) 2019-02-06
CZ308556B6 CZ308556B6 (cs) 2020-11-25

Family

ID=63173949

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CZ2017427A CZ308556B6 (cs) 2017-07-26 2017-07-26 Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby

Country Status (2)

Country Link
EP (1) EP3434292B1 (cs)
CZ (1) CZ308556B6 (cs)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113274165B (zh) * 2021-05-06 2022-04-15 东华大学 一体化成型微纳米纤维/水凝胶双网络型人工血管及制法
CN116536246B (zh) * 2023-04-21 2024-05-07 柔脉医疗(深圳)有限公司 三维人工管状组织及其制备方法与应用
WO2025144344A1 (en) * 2023-12-28 2025-07-03 Ondokuz Mayis Universitesi Multilayer polymer composite vascular graft

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE1491218C3 (de) * 1963-06-15 1973-01-04 Spofa Sdruzheni Podniku Pro Zdravotnickou Vyrobu, Prag Blutgefäßprothese und Verfahren zur Herstellung derselben
IL78950A (en) * 1985-06-06 1991-12-15 Univ Jefferson Coating for prosthetic devices
EP0323144A3 (en) * 1987-12-28 1990-05-16 Vyzkumny Ustav Potravinarskeho Prumyslu Method of manufacturing at least single-layer tubular blood vessel endoprosthesis, especially of a small internal diameter, and extruding nozzle for carrying out this method
CS277367B6 (en) * 1990-12-29 1993-01-13 Krajicek Milan Three-layered vascular prosthesis
CA2391959A1 (en) * 1999-10-04 2001-04-12 Yasuhiko Shimizu Artificial trachea
EP1618856B1 (en) * 2003-03-31 2011-06-08 Teijin Limited Composite of support substrate and collagen, and process for producing support substrate and composite
JP4463702B2 (ja) * 2004-04-28 2010-05-19 井原水産株式会社 伸縮性コラーゲン成形体、その製造方法および用途
WO2008134541A2 (en) * 2007-04-25 2008-11-06 Musculoskeletal Transplant Foundation Reinforced biological mesh for surgical reinforcement
US9616110B2 (en) * 2013-02-28 2017-04-11 Purdue Research Foundation Fabrication method for stratified and layered tissue to repair osteochondral defects
JP6570120B2 (ja) * 2015-09-03 2019-09-04 多木化学株式会社 透明性シート状コラーゲン成形体

Also Published As

Publication number Publication date
EP3434292B1 (en) 2023-08-23
EP3434292A1 (en) 2019-01-30
CZ308556B6 (cs) 2020-11-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Chowdhury et al. Collagen type I: A versatile biomaterial
Wang et al. Artificial small-diameter blood vessels: materials, fabrication, surface modification, mechanical properties, and bioactive functionalities
Miyata et al. Collagen engineering for biomaterial use
Thurber et al. In vivo bioresponses to silk proteins
Catto et al. Vascular tissue engineering: recent advances in small diameter blood vessel regeneration
Ercolani et al. Vascular tissue engineering of small‐diameter blood vessels: reviewing the electrospinning approach
Zizhou et al. Review of polymeric biomimetic small-diameter vascular grafts to tackle intimal hyperplasia
Wang et al. Silk fibroin for vascular regeneration
Chantawong et al. Silk fibroin-Pellethane® cardiovascular patches: Effect of silk fibroin concentration on vascular remodeling in rat model
JP2005511796A (ja) 多孔質高分子プロテーゼ及びその製造方法
EP2741791A1 (en) Medical device
US20030118560A1 (en) Composite biocompatible matrices
Settembrini et al. In-vivo evaluation of silk fibroin small-diameter vascular grafts: State of art of preclinical studies and animal models
Patel et al. HuBiogel incorporated fibro-porous hybrid nanomatrix graft for vascular tissue interfaces
EP3434292B1 (en) Composite blood vessel substitute and the method for producing it
Rashid et al. Cellular Engineering of Conduits for Coronary and Lower Limb Bypass Surgery: Role of Cell Attachment Peptides and Pre-conditioning in Optimising Smooth Muscle Cells (SMC) Adherence to Compliant Poly (carbonate–urea) urethane (MyoLink™) Scaffolds
Haga et al. Histological reactions and the in vivo patency rates of small silk vascular grafts in a canine model
Huang et al. In Vitro and In Vivo Characterization of a Silk Fibroin‐Coated Polyester Vascular Prosthesis
RU2702239C1 (ru) Технология изготовления функционально активных биодеградируемых сосудистых протезов малого диаметра с лекарственным покрытием
Ferrari et al. Small diameter vascular grafts coated with gelatin
CZ31211U1 (cs) Kompozitní cévní náhrada
CZ2018375A3 (cs) Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby
Duceac et al. Biobased materials for biomedical engineering
Cherian et al. Protein-based polymer nanocomposites for regenerative medicine
Zhang Studies of Tissue-Engineered Vascular Graft fabricated from Electrochemically Aligned Collagen Yarns and Electrospun Collagen Nanofibers