CZ2018375A3 - Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby - Google Patents

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 z rybího kolagenu ze sladkovodních ryb – Českého kapra. 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 z kolagenní hmoty, na které je vnější vstřebatelná vrstva (3) z kolagenní hmoty. Dále se týká způsobu výroby této cévní náhrady, při kterém se kolagenní hmota o koncentraci 4 až 12 % hmotn. kolagenu temperuje 18 až 30 hodin při teplotě 15 až 30C, 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 30C, 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 30C 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.

Description

Oblast techniky

Vynález se týká kompozitní trubice s biologickou a nebiologickou složkou, určenou především jako arteficiální cévní náhrada, s vnitřním průměrem menším než 6 mm, zejména pro průtok pod 100 ml/min, snášející vnitřní pulzační tlak do 420 mmHg (cca 56 kPa) 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 - 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 nej rozšířenější, představuje 90 % všech kolagenů v organismu, má strukturu tripl-helixu, který tvoří tří polypeptidické řetězce bohaté na aminokyseliny glycin, prolin, hydroxyprolin a hydroxy lysin. 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 trombóz cévní protézy

Mezi základní požadavky na cévní náhrady patří biokompatibilita, vhodné mechanické vlastnosti - dostatečná pevnost a viskoelastické 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 2018 - 375 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: a review. 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 Pediatric 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 Knóner, 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 Vase Endovasc Surg. 31(6):627-36(2006).

S. Sarkar, T. Schmitz-Rixen, G. Hamilton, A.M. Seifalian. Achieving the ideal properties for vascular bypass grafts using a tissue engineered approach: a review. Med Biol Eng Comput. 45 (4): 327-36 (2007).

-2 CZ 2018 - 375 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 small diameter artificial vessels. Biochemical and Biophysical Research Communications 342: 577-584 (2006).

Dále 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. Market and Business Analysis of Tissue Engineered Blood Vessels. A Major Qualifýing Project Report Submitted to the Faculty of the Worcester Polytechnic Institute in partial fůlfillment of the requirements for the Degree of Bachelor of Science in Management Engineering with a Biomedical Engineering Concentration. April 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 American 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 material in the reconstructive procedures - an overview. Biology and Medicine, 3 (4): 25-32 (2011).

S. Roll, J. Můller-Nordhom, 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. Ramer, A.S. Hofman, F.J. Schoen, J.E. Lemons (editors). Biomaterials Science: An Introduction to Materials in Medicine. Academic Press; 3 edition, January 2013.

A. Tiwari, H. Salacinski, A.M. Seifalian, G. Hamilton. New prostheses for use in bypass grafts with special 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).

-3 CZ 2018 - 375 A3

Dále je uveden přehled metodik a materiálů, které jsou předmětem výzkumu a vývoje

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 povrchem 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 morfblogickou 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 měsi 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 ametodu 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 biokompatibiliůi, nevýhodou je vysoká cena. Možnostmi využití chitosanu v oblastech tkáňového inženýrství a regenerativní medicíny se zabývají v přehledové publikaci Jiang, et al., 2008.

-4 CZ 2018 - 375 A3

Aplikaci kyseliny polymléčné pro výrobu plně resorbovatelných stentů popisuje Van Alst, et al., 2009.

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 vrstvých cévních graftů 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 (polyethylene 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 připravenými elektrostatickým zvlákňováním a na jeho povrchu imobilizovali heparin. Heparin

-5 CZ 2018 - 375 A3 váže několik růstových faktorů, včetně vaskulámího endoteliálního růstového faktoru (VEGF) a růstového faktoru pro fíbroblasty (bFGF) a zvyšuje tak osídlení biomateriálů příslušnými buňkami a zlepšuje jejich proliferaci.

Milion, et al. (2012) funkcionalizovali fýzikálně 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 biomateriálů 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.

Komerčně dostupné jsou cévní protézy s minimálním průměrem 6 mm. Doposud nejsou dostupné protézy o menším průměru, které by byly takto testovány a určené pro oblast nízkých průtoků.

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. Kolagenní hmota pro výrobu kompozitní trubice (protézy) je získána separací rybího kolagenu z kůže sladkovodních ryb - Český kapr. 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. 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 % hmoto, kolagenu se temperuje 15 až 30 hodin při teplotě 15 až 30 °C, načež se z ní 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 % hmoto, kolagenu. Cévní náhrady jsou sušeny při teplotě 15 až 30 °C po dobu 15 až 30

-6 CZ 2018 - 375 A3 hodin do vláčného stavu. Kompozitní náhrady z jedné vrstvy kolagenu se s výhodou vyrábí také extruzí kolagenní hmoty o koncentraci 4 až 12 % hmota, 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.

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 % hmota, 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 zářením 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 kolagenní hmoty 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, viz dále. Při extruzi proudí kolagenní hmota speciálně vyvinutou hlavicí, u které lze regulovat rychlost a směr otáčení kolem její osy, tj. podélné osy extrudované trubice. Při procesu extruze dochází ve směru toku k uspořádání (nasměrování) svazků kolagenních vláken v původně homogenizované kolagenní hmotě. Tím vzniká z izotropního materiálu materiál anizotropní. Speciální otáčivá hlavice umožňuje vytvořit různý stupeň stoupání a tak vnitřní helikální strukturu orientovaných svazků kolagenních vláken ve stěně vyrobené náhrady. Principem je regulace směru a počtu otáček hlavy k rychlosti extruze. Tak je vytvářena odpovídající struktura/stoupání svazků kolagenních vláken. Současně je možno měnit právo- a levo- točivé stoupání a proplétání vláken. Tato struktura je podobná vnitřní stavbě nativní humánní cévy, kde jsou tímto způsobem uspořádána kolagenní vlákna. U nativních cév se může v jednotlivých vrstvách - intima, media, adventitia, měnit jak orientace dominantního směru kolagenních vláken, tak stoupání pomyslné šroubovice. Právě kompozitní, vícevrstvou, sendvičovou stavbou stěny alternativní cévní náhrady lze docílit podobné konstrukce a fimkčnosti, jako u nativních cév. Tento postup se následně ověřil histologicky porovnáním se strukturou kolagenu v lidské cévě. Tento postup vytváří unikátní vlastnosti cévní náhrady, zejména v ohledu na možnost přenosu pulzové vlny, jak bylo dále prokázáno na zvířecím experimentu pomocí ultrazvukového sledování, viz dále.

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 vhojování, 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. Jedná se zejména o nižší imunogenicitu kolagenu z českého kapra, ve srovnání s dosud použitými materiály - bovinní kolagen, kolagen z lososa a jiných druhů ryb. Získání kolagenu ze studenokrevných živočichů současně eliminuje možnost přenosu zoonóz. Kolagen získaný z domácích sladkovodních ryb je ve srovnání se získáváním kolagenu z mořských ryb levnější.

Zevní vrstva nebo povlak z kolagenní hmoty není nezbytně nutný. Nespornou výhodou je však fimkční krytí ne vstřebatelné vrstvy, pleteniny. Smáčí vý, neboli kontaktní povrch vláken pleteniny

-7 CZ 2018 - 375 A3 zaujímá velkou celkovou plochu oproti kompaktní biologické zevní kolagenní vrstvě. Velikost kontaktního povrchu protézy má přímou vazbu na riziko infekce graftu. 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 nej závažnější 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.

Objasnění výkresů

Vynález bude podrobněji popsán na příkladném systému s pomocí přiloženého Obr. 1, kde je znázorněna schematicky cévní náhrada v částečném řezu.

Příklady 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 z kolagenní 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. Kolagenní hmota jez bovinního nebo rybího kolagenu ze sladkovodních ryb. Nevstřebatelná vrstva 2 je z polyesterové pleteniny. Jedno vlákno nevstřebatelné vrstvy 2 sestává ze 2 až 5 monofilových 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 % hmota, 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 % hmota, kolagenu.

Další příkladný způsob výroby jednovrstvé cévní náhrady spočívá v tom, že kolagenní hmota o koncentraci 8 % hmota, kolagenu se temperuje 24 hodin při teplotě 21 °C, načež je při výrobním

-8 CZ 2018 - 375 A3 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 % hmota, 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.

Experimentální potvrzení:

Průchodnost tohoto typu cévní náhrady byla prokázána na experimentálním souboru - ovčím modelu s dosažením vynikajících výsledků průchodnosti ve středně-dobém sledování, za monitorace nízkých průtoků protézou, následně byly protézy explantovány a histologicky vyšetřeny.

Tabulka 1: Použitá zvířata.

Zvíře - ovce #	1	2	3	4	5	6	7
Váha (kg)	30	30	62	48	53	65	55
Pohlaví	M	M	F	F	F	F	F
Trvání operace (h)	3.8	3.5	3.8	3	3.2	3	3.4
Sledování (dny)	379	53a)	308	99	211	160	161

-9 CZ 2018 - 375 A3

Tabulka 2: Charakteristika souboru.

No.	Strana	Anastomosa	Graft délka (mm)	Průtok iniciální (ml/min)	Průtok po zúžení (ml/min)	Umístění zúžení	Finální průtokb) (ml/min)
1	dxa)	-	-	-	-	-	-
	sin	ETE	45	170	-	ne	220
2	dx	ETE	45	230	120	Vtok. ACC	130
	sin	ETE	50	230	-	ne	180
3	dx	ETE	40	160	70	prox. and dist. konec protézy	160
	sin	ETS	35	160	-	ACC uzavřena mezi podvazy	140
4	dx	ETS	65	250	100	ACC uzavřena mezi podvazy a omezení výtokového traktu	0
	sin	ETE	75	255	-	ne	~0
5	dx	ETS	60	340	120	ACC uzavřena mezi podvazy a omezení výtokového traktu	168
	sin	ETE	60	270	-	ne	170
6	dx	ETE	60	220	250	Zúžení výtokového traktu ACC	160
	sin	ETE	65	480	-	ne	172
7	dx	ETS	50	240	145	ACC between dosed by 2 ligatures + sling in the outflow ACC	170
	sin	ETE	60	425	-	ACC between closed by 2 ligatures	237

ACC: arteria carotis communis, ETE: end-to-end anastomosa, ETS: end-to-side anastomosa, dx: pravá, sin: levá.

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, krurální bypassy atp.

Obecně jde o kompozitní trubice, jejichž 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 (9)

1. Kompozitní cévní náhrada, zejména pro průtok pod 100 ml/min a vnitřní průměr 3 až 6 mm, vyznačující se tím, že obsahuje nevstřebatelnou vrstvu (2) z pleteniny integrovanou do kolagenní hmoty z rybího kolagenu ze sladkovodních ryb - Českého kapra, přičemž jedno vlákno nevstřebatelné vrstvy (2) sestává ze 2 až 5 monofilových vláken sdružených před pletením do jednoho svazku a délka cévní náhrady je 100 až 800 mm

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

- 10CZ 2018 - 375 A3 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 nevstřebatelná vrstva (2) je z polyesterové pleteniny.

4. Kompozitní cévní náhrada podle kteréhokoli z předchozích nároků, vyznačující se tím, že pletenina je nevrapovaná.

5. 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 extruzí s natáčením svazků kolagenních vláken integruje do jedné vrstvy anizotropní kolagenní hmoty pro vytvoření povlaku z kolagenní hmoty na vnitřní a vnější straně nevstřebatelné vrstvy (2) z pleteniny.

6. 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.

7. Způsob výroby cévní náhrady podle nároku 8 nebo 9, vyznačující se tím, že kolagenní hmota je obohacena rovnoměrně rozptýlenými farmakologicky účinnými látkami.

8. 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.

9. Způsob výroby cévní náhrady podle kteréhokoli z předchozích nároků, vyznačující se tím, že vzorky cévní náhrady jsou individuálně zabaleny do dvojitého sterilizačního obalu a sterilizovány gamma zářením dávkou 25 až 30 kGy.