CZ308556B6 - Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby - Google Patents

Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby Download PDF

Info

Publication number
CZ308556B6
CZ308556B6 CZ2017427A CZ2017427A CZ308556B6 CZ 308556 B6 CZ308556 B6 CZ 308556B6 CZ 2017427 A CZ2017427 A CZ 2017427A CZ 2017427 A CZ2017427 A CZ 2017427A CZ 308556 B6 CZ308556 B6 CZ 308556B6
Authority
CZ
Czechia
Prior art keywords
collagen
layer
absorbable
mass
vascular
Prior art date
Application number
CZ2017427A
Other languages
English (en)
Other versions
CZ2017427A3 (cs
Inventor
Tomáš Grus
Hynek Chlup
Mikuláš Mlček
Miloš Beran
Original Assignee
Vseobecna Fakultni Nemocnice V Praze
Ceske Vysoke Uceni Tech V Praze
Univ Karlova
Vu Potravinarsky Praha Vvi
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 Vseobecna Fakultni Nemocnice V Praze, Ceske Vysoke Uceni Tech V Praze, Univ Karlova, Vu Potravinarsky Praha Vvi filed Critical Vseobecna Fakultni Nemocnice 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)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Composite Materials (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Gastroenterology & Hepatology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Prostheses (AREA)

Abstract

Vynález 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. 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 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 % 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 minut.

Description

Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby
Oblast techniky
Vynález se týká kompozitní trubice s biologickou a nebiologickou složkou, určenou především jako artefíciální cévní náhrada, 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 50tých 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 fúngují dobře jako náhrady velkých cév, avšak jejich dlouhodobá průchodnost při náhradě cév o malém průměru, tj. menším než 6 mm, je neuspokojivá. Pacientova vlastní tepna nebo žíla zůstává volbou náhrady 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 lije 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 k ucpávání. V současné
-1 CZ 308556 B6 době nejsou na trhu skutečně spolehlivé syntetické cévní náhrady pro tyto malé průtoky. ChanPark, 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 spotřebou 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).
Z. Yang, J. Tao, J.-M. Wang, Ch. Tu, M.-G. Xu, Y. Wang, S.-R. Pan. Shear stress contributes to tPA mRNA expression in human endothelial progenitor cells and nonthrombogenic potential of small diameter artificial vessels. Biochemical and Biophysical Research Communications 342: 577-584 (2006).
- 2 CZ 308556 B6
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 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. 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 fortissue 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. Muller-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. 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).
Dále je uveden přehled metodik a materiálů, které jsou předmětem výzkumu a vývoje
Přehled používaných metodik pro konstrukci cévních náhrad
-3CZ 308556 B6
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 biostabilitu.
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 směsi PLGA a PLA technologii extruze. Skardal, et al. (2010) použili pro konstrukci cévních náhrad z hydrogelů kyseliny hyaluronové, síťované 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 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.
Nové trendy v oblasti tkáňového inženýrství souhrnně popisují Nemeno-Guanzon, et al., 2012.
-4CZ 308556 B6
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 jí 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 náledným 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 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.
-5CZ 308556 B6
Millon, et al. (2012) funkcionalizovali fyzikálně síťovaný PVA fibronektinem s cílem zlepšit buněčnou adhezi s proliferací vepřových arteriálních a vaskulámích endoteliálních buněk. Učinost fimkcioalizace 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 fíbrinovým lepidlem, obsahujícím FGF-1 růstový faktor a heparin. Autorům se tímto způsobem podařilo zvýšit proliferací 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 proliferací 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.
Ve spisu EP 0518389 je popsána protéza pro implantaci lidským pacientům, která obsahuje syntetický substrát a povrchovou vrstvu, přičemž uvedená povrchová vrstva obsahuje jednu nebo více podkladových vrstev polymerizovaného kolagenu typu 1/ II a horní vrstvu obsahující kolagen typu IV/V, uvedený typ I / Kolagen III byl zesítěn reakcí s glutaraldehydem, přičemž kolagen typu IV je s výhodou kolagen z lidské chorioalantoidní membrány. Nevýhodou tohoto řešení je užití lidského kolagenu a substrátu, který neumožňuje zhotovit dostatečně dlouhé cévní náhrady. V popisuje sice zmínka o možnosti zhotovení štěpů s průměrem 4 mm, ale pouze jako předpoklad, který není nijak blíže specifikován ani doložen.
Ve spisu EP 0323144 je popsán způsob výroby alespoň jednovrstvé trubicové endoprotézy krevních cév, zejména malého vnitřního průměru. Způsob zahrnuje první fázi, kdy se na jádru vytvoří homogenní stejnoměrná vrstva kolagenové hmoty, druhou fázi, ve které je vrstva biologického materiálu vytvrzena a vysušena a je na ni nanesena další vrstva, a nakonec třetí fázi, ve které je získána vrstva biologického materiálu. Uvedeným řešením je možné získat výrobky o délce 300 mm, přičemž nemají dostatečně pevnou nosnou vrstvu z pleteniny.
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. 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
-6CZ 308556 B6 z polyesterové pleteniny. Jedno vlákno nevstřebatelné vrstvy s výhodou sestává ze 2 až 5 monofílových 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 způsobu 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 % hmota, 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 % 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 extruzí 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 j sou cévní náhrady nastříhány na požadovanou délku. Vzorky cévní náhrady j sou 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 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, zejména v ohledu na možnost přenosu pulzové vlny.
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.
Zevní vrstva nebo povlak z kolagenní hmoty není nezbytně nutný. Nespornou výhodou je však fimkční krytí nevstřebatelné vrstvy, pleteniny. Smáčívý, 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 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
-7CZ 308556 B6 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 j e tato cévní náhrada kompozitní trubice, j ej íž uplatnění může být při náhradách j akýchkoli 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 3 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 zní 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 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.
-8CZ 308556 B6
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 % hmoto, 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 fibularis, 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, 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.

Claims (8)

  1. PATENTOVÉ NÁROKY
    1. Kompozitní cévní náhrada, zejména pro průtok pod 100 ml/min a vnitřní průměr 3 až 6 mm a obsahující nevstřebatelnou vrstvu (2) z pleteniny integrovanou do kolagenní hmoty, vyznačující se tím, že nevstřebatelná vrstva (2) z pleteniny je umístěna na samonosné vnitřní vstřebatelné vrstvě (1) z kolagenní hmoty a je pokrytá mezi vrstvou z kolagenní hmoty, na které je vnější vstřebatelná vrstva (3) z kolagenní hmoty, přičemž kolagenní hmota je z kolagenu ze sladkovodních ryb a jedno vlákno nevstřebatelné vrstvy (2) sestává ze 2 až 5 monofilových vláken sdružených před pletením do jednoho svazku a délka kompozitní cévní náhrady je 100 až 800 mm.
  2. 2. Kompozitní cévní náhrada podle nároku 1, vyznačující se tím, že nevstřebatelná vrstva (2) je z polyesterové pleteniny.
  3. 3. Kompozitní cévní náhrada podle nároku 1 nebo 2, vyznačující se tím, že pletenina je nevrapovaná.
  4. 4. Způsob výroby cévní náhrady podle kteréhokoliv z předchozích nároků 1 až 3, vyznačující se tím, že kolagenní hmota o koncentraci 4 až 12 % hmota, kolagenu se temperuje 18 až 30 hodin při teplotě 15 až 30 °C, načež se nevstřebatelná vrstva (2) z pleteniny integruje do jedné vrstvy anizotropní kolagenní hmoty pro vytvoření povlaku z kolagenní hmoty na vnitřní a vnější straně nevstřebatelné vrstvy (2) z pleteniny.
  5. 5. Způsob výroby cévní náhrady podle kteréhokoliv z předchozích nároků 1 až 3, vyznačující se tím, že kolagenní hmota o koncentraci 4 až 12 % hmota, 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 % hmota, 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.
  6. 6. Způsob výroby cévní náhrady podle nároku 4 nebo 5, vyznačující se tím, že kolagenní hmota je obohacena rovnoměrně rozptýlenými farmakologicky účinnými látkami.
  7. 7. Způsob výroby cévní náhrady podle kteréhokoliv z nároků 4 až 6, vyznačující se tím, že mezi vnitřní vstřebatelnou vrstvou (1) a nevstřebatelnou vrstvou (2) je nanesen roztok kolagenní hmoty o koncentraci 1 až 3 % hmota, kolagenu.
  8. 8. Způsob výroby cévní náhrady podle kteréhokoliv z předchozích nároků 4 až 7, vyznačující se tím, že vzorky cévní náhrady jsou individuálně zabaleny do dvojitého sterilizačního obalu a 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 CZ2017427A3 (cs) 2019-02-06
CZ308556B6 true 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 (2)

* 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

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3425418A (en) * 1963-06-15 1969-02-04 Spofa Vereinigte Pharma Werke Artificial blood vessels and method of preparing the same
EP0323144A2 (en) * 1987-12-28 1989-07-05 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
US5413597A (en) * 1990-12-29 1995-05-09 Krajicek; Milan Three-layer vascular prostheses
EP1245201A1 (en) * 1999-10-04 2002-10-02 Tapic International Co., Ltd. Artificial trachea
US20060210601A1 (en) * 2004-04-28 2006-09-21 Ihara & Company Ltd. Stretchable collagen material and manufacturing method and use thereof
US20100185219A1 (en) * 2007-04-25 2010-07-22 Musculosketetal Transplant Foundation Reinforced biological mesh for surgical reinforcement

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
IL78950A (en) * 1985-06-06 1991-12-15 Univ Jefferson Coating for prosthetic devices
EP1618856B1 (en) * 2003-03-31 2011-06-08 Teijin Limited Composite of support substrate and collagen, and process for producing support substrate and composite
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

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3425418A (en) * 1963-06-15 1969-02-04 Spofa Vereinigte Pharma Werke Artificial blood vessels and method of preparing the same
EP0323144A2 (en) * 1987-12-28 1989-07-05 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
US5413597A (en) * 1990-12-29 1995-05-09 Krajicek; Milan Three-layer vascular prostheses
EP1245201A1 (en) * 1999-10-04 2002-10-02 Tapic International Co., Ltd. Artificial trachea
US20060210601A1 (en) * 2004-04-28 2006-09-21 Ihara & Company Ltd. Stretchable collagen material and manufacturing method and use thereof
US20100185219A1 (en) * 2007-04-25 2010-07-22 Musculosketetal Transplant Foundation Reinforced biological mesh for surgical reinforcement

Also Published As

Publication number Publication date
EP3434292B1 (en) 2023-08-23
CZ2017427A3 (cs) 2019-02-06
EP3434292A1 (en) 2019-01-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Wang et al. Artificial small-diameter blood vessels: Materials, fabrication, surface modification, mechanical properties, and bioactive functionalities
Du et al. Biomimetic neural scaffolds: a crucial step towards optimal peripheral nerve regeneration
Obiweluozor et al. Considerations in the development of small-diameter vascular graft as an alternative for bypass and reconstructive surgeries: a review
Chowdhury et al. Collagen type I: A versatile biomaterial
Zhu et al. Covalent grafting of PEG and heparin improves biological performance of electrospun vascular grafts for carotid artery replacement
US11998439B2 (en) Biodegradable vascular grafts
Ercolani et al. Vascular tissue engineering of small‐diameter blood vessels: reviewing the electrospinning approach
Catto et al. Vascular tissue engineering: recent advances in small diameter blood vessel regeneration
Wang et al. Silk fibroin for vascular regeneration
Miyata et al. Collagen engineering for biomaterial use
Tschoeke et al. Tissue-engineered small-caliber vascular graft based on a novel biodegradable composite fibrin-polylactide scaffold
Chantawong et al. Silk fibroin-Pellethane® cardiovascular patches: Effect of silk fibroin concentration on vascular remodeling in rat model
Duffy et al. Synthetic bioresorbable poly-α-hydroxyesters as peripheral nerve guidance conduits; a review of material properties, design strategies and their efficacy to date
JP2005511796A (ja) 多孔質高分子プロテーゼ及びその製造方法
Abruzzo et al. Using polymeric scaffolds for vascular tissue engineering
Zizhou et al. Review of polymeric biomimetic small-diameter vascular grafts to tackle intimal hyperplasia
Gorgieva et al. Textile-based biomaterials for surgical applications
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
RU2702239C1 (ru) Технология изготовления функционально активных биодеградируемых сосудистых протезов малого диаметра с лекарственным покрытием
Haga et al. Histological reactions and the in vivo patency rates of small silk vascular grafts in a canine model
Settembrini et al. In-vivo evaluation of silk fibroin small-diameter vascular grafts: state of art of preclinical studies and animal models
Ferrari et al. Small diameter vascular grafts coated with gelatin
CZ31211U1 (cs) Kompozitní cévní náhrada
CZ2018375A3 (cs) Kompozitní cévní náhrada a způsob její výroby