DE3503126A1

DE3503126A1 - Arzneimittel abgebender kollagenbeschichteter synthetischer gefaessersatz

Info

Publication number: DE3503126A1
Application number: DE19853503126
Authority: DE
Inventors: Milos Chvapil; Jun Harmon Hoffman; Kemal Schankereli
Original assignee: Meadox Medicals Inc
Current assignee: Boston Scientific Scimed Inc
Priority date: 1984-01-30
Filing date: 1985-01-30
Publication date: 1985-08-01
Anticipated expiration: 2005-01-31
Also published as: FR2558720A1; FR2558720B1; GB2153235A; IL74180A; NL8500239A; BE901611A; CH670380A5; GB8708756D0; SE8500422D0; JPS6192672A; AU3819685A; DE3503126C2; NL193263B; SE8500422L; IL74180A0; CA1250235A; GB2187192A; GB2153235B; NL193263C; SE464009B

Description

Patentanwälte Dipl.-Ing. H. Weickmann, Dipl.'-Phys. Dr. K. Fincke

Dipl.-Ing. F. A.Weickmann, Dipl.-Chem. B. Huber Dr.-Ing. H. Liska, Dipl.-Phys. Dr. J. Prechtel

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USA

Arzneimittel abgebender kollagenbeschichteter synthetischer Gefäßersatz

Die Erfindung betrifft einen synthetischen Gefäßersatz, und insbesondere einen einen Arzneimittelwirkstoff abgeben den, blutdichten, kollagenbeschichteten synthetischen Gefäßersatz, der eine Vorgerinnung nicht notwendig macht und der als Reservoir für eine anhaltende Freigabe von Arzneimittelwirkstoff nach der Implantation wirkt.

Der Ersatz von Segmenten von menschlichen Blutgefäßen durch synthetischen Gefäßersatz ist in der Fachwelt allgemein anerkannt. Synthetischer Gefäßersatz kann eine Vielzahl von Konfigurationen besitzen und aus einer Vielzahl von Materialien gebildet werden. Unter den anerkannten und mit Erfolg verwendeten Gefäßersatzimplantaten sind solche, die aus einem biologisch verträglichen Material gebildet sind, das ein offenes Lumen behält, um einen Blutdurchfluß

durch den synthetischen Gefäßersatz nach der Implantation zu ermöglichen. Der Gefäßersatz kann aus biologisch verträglichen Fasern, wie z.B. Dacron und Teflon, hergestellt werden, er kann gewirkt (knitted) oder gewebt sein, und er kann aus einem einfasrigen Garn, mehrfasrigen Garn oder einem Stapelgarn gebildet sein.

Ein wichtiger Faktor für die Auswahl eines bestimmten Gefäßersatzträgers (Substrats) ist die Porosität der Wand, aus der der Träger gebildet ist. Porosität ist wichtig, weil sie die Tendenz zur Blutung während und nach der Implantation und das Einwachsen von Gewebe in die Wand des Gefäßersatzes reguliert. Es ist wünschenswert, daß der Gefäßersatzträger ausreichend blutdicht ist, um den Verlust von Blut während der Implantation zu verhindern, aber die Struktur muß ausreichend porös sein, um ein Einwachsen von Fibroblasten und glatten Muskelzellen zu ermöglichen, um den Ersatz an das Wirtsgewebe anzuschließen. Ein synthetischer Gefäßersatz der Art, wie er in den US-Patetenten Nr. 3 805 301 und Nr. 4 047 252 der Anmelderin der vorliegenden Anmeldung beschrieben wird, sind gestreckte flexible röhrenförmige Körper, die aus einem Garn, wie z.B. Dacron, gebildet sind. Im früheren Patent ist der Gefäßersatz ein kettengewirktes Rohr und im späteren Patent ist er ein synthetischer Doppelvelour-Gefäßersatz, der unter dem Warenzeichen Microvel vertrieben wird. Diese Arten von Gefäßersatz haben ausreichend poröse Strukturen, um das Einwachsen von Wirtsgewebe zu ermöglichen.

Das allgemeine Verfahren zur Implantation umfaßt die Stufe der Vorgerinnung, in der der Ersatz in das Blut des Patienten eingetaucht wird und während einer Zeitperiode stehengelassen wird, die ausreicht, um die Gerinnung zu bewirken. Nach der Vorgerinnung tritt keine Blutung auf, wenn der Ersatz implantiert wird und das Einwachsen von Gewebe wird nicht verhindert. Eine Infektion des Gefäßersatzes ist

-i-

eine sehr ernste Komplikation und tritt im Durchschnitt bei 2 % von Prothesenersatz ein. Sie ist mit einem hohen Risiko von Gliedmaßenverlust verbunden und die Sterblichkeit des Patienten kann abhängig von der Lokalisierung des Gefäßersatzes bis zu 75 % betragen. Während die Infektion normalerweise bald nach dem Eingriff ersichtlich ist, kann die Zeit, die zu ernsthafteren Folgen führt, langer sein.

Ein absorbierbarer durch Kollagen verstärkter Gefäßersatz wird im US-Patent Nr. 3 272 204 vorgeschlagen, worin das Kollagen aus den tiefen Beugesehnen von Rindern erhalten wird. Eine weitere verstärkte Gefäßprothese wird im US-Patent Nr. 3 479 670 beschrieben, die eine offenmaschige zylinderförmige Röhre enthält, die mit einer äußeren schraubenförmigen Umhüllung aus verschmolzenen Polypropylen-Monofasern versehen ist, die mit Kollagenfibrillen gefüllt sind, um die Prothese gegenüber Bakterien und Fluiden undurchlässig zu machen. Die verwendeten Kollagenfibrillen sind die gleichen, wie sie im Patent Nr. 3 272 204 beschrieben werden.

Der im Stand der Technik vorgeschlagene synthetische Gefäßersatz soll sich für viele Anwendungen eignen. Es ist jedoch wünschenswert, einen flexiblen Gefäßersatz bereitzustellen, der eine Porosität von Null besitzt, der das Einwachsen von Wirtsgewebe ermöglicht und der als Reservoir für Arzneimittelwirkstoffe dient, die nach der Implantation langsam aus der oberfläche des Ersatzes freigesetzt werden.

Erfindungsgemäß wird ein kollagenbeschichteter synthetischer Gefäßersatz bereitgestellt, der ein Reservoir für die langsame Freigabe von Arzneimittelwirkstoffen nach der Implantation vorsieht. Die Kollagenfibrillen der Beschichtung sind mit einem Arzneimittelwirkstoff, wie z.B. antibakteriellen Wirkstoffen, antithrombotischen Wirkstoffen und antiviralen Wirkstoffen gegen eine Infektion des Gefäßersatzes ,

komplex gebunden.

Der poröse Gefäßersatzträger kann ein röhrenförmiger Gefäßersatzträger sein, der aus Dacronmaterial gebildet ist, und gewebt oder gewirkt sein kann. Die Kollagenquelle ist eine wässrige Fibrillendispersion hoher Reinheit, die einen Weichmacher enthält und auf den Träger durch Einmassieren appliziert wird, um mindestens die gesamte innere Oberfläche zu bedecken, um einen flexiblen Gefäßersatz mit guter Handhabbarkeit zu ergeben. Nach wiederholten Beschichtungs- und Trocknungsapplikationen wird das Kollagen durch Inkontaktbringen mit Formaldehyddampf vernetzt.

Aufgabe der Erfindung ist deshalb die Bereitstellung eines verbesserten synthetischen Gefäßersatzes.

Weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung eines verbesserten kollagenbeschichten synthetischen Gefäßersatzes.

Weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung eines verbesserten kollagenbeschichteten synthetischen Gefäßersatzes, in dem das Kollagen als Reservoir für die langsame Freisetzung von Arzneimitteln nach der Implantation dient.

Weiters ist eine andere Aufgabe der Erfindung die Bereitstellung eines verbesserten Verfahrens zur Beschichtung eines synthetischen Gefäßersatzes mit Kollagen, um den Ersatz blutdicht zu machen und um als Reservoir für die langsame Freigabe eines Arzneimittels nach der Implantation zu dienen.

Diese Aufgabenstellungen werden mit dem Gegenstand der Erfindung gemäß den Patentansprüchen gelöst.

Weitere Aufgabenstellungen, deren erfindungsgemäße Lösung und die dadurch erzielten Vorteile sind zum Teil offen-

sichtlich und zum Teil aus der Beschreibung ableitbar.

Die Erfindung umfaßt auch die Gegenstände mit den Merkmalen, Eigenschaften und Elementzuordnungen, und die verschiedenen Stufen und die Zuordnung einer oder mehrerer dieser Stufen im Hinblick auf jede andere, wie sie in der folgenden detaillierten Beschreibung beispielhaft veranschaulicht werden.

Für ein besseres Verstehen der Erfindung wird auf die folgende Beschreibung in Verbindung mit den anliegenden Zeichnungen Bezug genommen, in denen bedeuten:

Fig. 1 einen teilweisen Querschnitt eines kollagenbeschichteten synthetischen Gefäßersatzes gemäß der Erfindung;

Fig. 2 einen teilweisen Querschnitt eines verzweigten röhrenförmigen Gefäßersatzes, der in Fig. 1 angegebenen Art;

Fig. 3 ein Diagramm, das die anhaltende Freisetzung von Tetrazyklin aus einer Kollagenaufschlämmung in Kaninchen veranschaulicht; 25

Fig. 4 ein Diagramm, das die anhaltende Freisetzung von Tetrazyklin bei unterschiedlicher Kollagengelkonzentration veranschaulicht; und

Fig. 5 ein Diagramm, das die anhaltende Freisetzung von Tetrazyklin in einem Kollagengel bei verschiedenen Konzentrationen und Dosierungen veranschaulicht.

Ein erfindungsgemäß aufgebauter und angeordneter synthetischer Gefäßersatz 10 ist in Fig. 1 veranschaulicht. Der

Ersatz 10 enthält einen röhrenförmigen Substratteil 12, der aus einem biologisch verträglichen faserförmigen synthetischen Material gebildet wird, vorzugsweise einem Polyäthylenterephthalat, wie z.B. Dacron. Das Substrat ist ein poröses kettengewirktes Dacronmaterial mit einer inneren und äußeren Velouroberfläche derart, wie sie im US-Patent Nr. 4 047 252 beschrieben wird. Obgleich der rohrförmige Teil 12 aus Dacron gebildet ist, kann jedes bioverträgliche faserförmige Material für das Substrat verwendet werden, unter der Voraussetzung, daß es in eine poröse Struktur verarbeitet werden kann, die das Einwachsen von Gewebe ermöglicht und ein offenes Lumen für den Blutfluß beibehält.

Die innere Oberfläche des rohrförmigen Teils 12 ist mit einem Kollagenüberzug 16 beschichtet. Der Kollagenüberzug 16 wird aus einer Reihe von mindestens drei Schichten von applizierten Kollagenfibrillen gebildet. Die Fig. 2 zeigt einen gegabelten kollagenbeschichteten Gefäßersatz 20. Der Ersatz 20 enthält einen röhrenförmigen Hauptteil 22 und zwei Verzweigungen 24. Der röhrenförmige Hauptteil 22 und die gegabelten Teile 24 werden aus einem gewirkten Dacronsubstrat 26 gebildet. Die innere Oberfläche des Trägers 26 ist mit einer Kollagenbeschichtung 28 beschichtet, die auch aus mindestens drei Schichten von Kollagenfibrillen besteht.

Poröse Gefäßersatzsubstrate, die sich für die erfindungsgemäße Verwendung eignen, werden vorzugsweise aus Dacron-Multifilamentfasern durch Wirk- oder Webverfahren, wie sie im allgemeinen zur Herstellung dieser Produkte verwendet werden, hergestellt. Im allgemeinen beträgt die Porosität der Dacronsubstrate ca. 2.000 bis 3.000 ml/min-cm² (gereinigtes Wasser bei 120 mm Quecksilber). Die innere Be-Schichtung aus vernetztem Kollagen wird durch Füllen eines rohrförmigen Substrates mit einer Aufschlämmung aus Kolla-

■'■genfibrillen und Weichmacher appliziert, manuell einmassiert, der Überschuß entfernt und die abgeschiedene Dispersion trocknen gelassen. Nach der letzten Applikation wird die Kollagenbeschichtung durch Inkontaktbringen mit Formaldehyddampf vernetzt, luftgetrocknet und dann vakuumgetrocknet, um Überschußfeuchtigkeit und Uberschußformaldehyd zu entfernen. Der erfindungsgemäße bschichtete Gefäßersatz hat im wesentlichen eine Porosität von Null.

Die folgenden Beispiele veranschaulichen das Verfahren zur Herstellung von gereinigtem Kollagen aus Rinderhaut und von erfindungsgemäßem beschichtetem Gefäßersatz. Die Beispiele sollen die Erfindung näher erläutern, ohne sie

darauf zu beschränken.
15

Beispiel 1

Frische Kalbshäute wm~den mechanisch von jungen Kälbern, Föten und Totgeborenen abgezogen und in einem rotierenden Gefäß mit kaltem fließenden Wasser gewaschen bis das Wasser frei von Oberflächenschmutz, Blut und/oder Gewebeteilen war. Die Unterhaut (Subcutis) wurde mechanisch gereinigt, um verunreinigende Gewebeteile zu entfernen, wie z.B. Fett und Blutgefäße. Danach wurden die Häute in longitudinaler Richtung in Streifen von ca. 12 cm Breite geschnitten und in ein hölzernes oder plastisches Gefäß gegeben, wie es allgemein An der Lederindustrie verwendet wird.
30

Die Häute wurden unter Verwendung einer 1 M Ca(OH)„-Spüllösung 25 Stunden lang enthaart. Alternativ kann die Haut durch mechanische Mittel oder durch eine Kombination von chemischen und mechanischen Mitteln enthaart werden. Nach dem Enthaaren werden die Häute in kleine Stücke von ca.

2,54 χ 2,54 cm (1" χ 1") geschnitten und mit kaltem Wasser gewaschen.

Nach dem Waschen wurden 150 kg der Rinderhaut in ein Gefäß gegeben, das 260 1 Wasser, 2 1 NaOH (50 %) und 0,4 1 H-O₂ (35 %) enthielt. Die Komponenten wurden langsam 12 bis 15 Stunden lang bei 4°C vermischt und mit einem Überschuß von Leitungswasser 30 min lang gewaschen, um teilweise gereinigte Häute zu ergeben. Die teilweise gereinigten Häute wurden in einer Lösung von 260 1 Wasser, 1,2 1 NaOH (50 %) und 1,4 kg CaO 5 min lang unter langsamer Vermischung behandelt. Diese Behandlung wurde zwei Mal am Tag 25 Tage lang fortgesetzt. Nach dieser Behandlung wurde die Lösung dekantiert und verworfen, und die Häute wurden mit einem Überschuß an Leitungswasser 90 min lang unter konstantem Rühren gewaschen.

Die Häute wurden durch Behandlung mit 14 kg HCl (35 %) und 70 1 Wasser angesäuert, wobei die Häute kräftig gerührt worden. Der Säure wurde es gestattet, die Häute ca. 6 Stunden lang zu durchdringen. Nach der Ansäuerung wurden die Häute in einem Überschuß an Leitungswasser ca.

4 Stunden lang gewaschen, bis ein pH-Wert von 5,0 erreicht wurde. Der pH-Wert der Häute wurde dann unter Verwendung von Essigsäure, die 0,5 % Konservierungsmittel enthielt, wieder auf einen pH-Wert von 3,3 bis 3,4 eingestellt.

Die gereinigten Häute wurden dann durch eine Fleischmahlmaschine hindurchgeführt und unter Druck durch eine Serie von Filtersieben mit konstant abnehmender Maschengröße extrudiert. Das Endprodukt war eine weiße homogene gleichförmige Paste von reinem Kollagen aus Rinderhaut.

Um dem Gefäßersatz eine geeignete Geschmeidigkeit im trockenen Zustand zu verleihen, wurden zu der Aufschlämmung von Kollagen vor der Applikation Weichmacher zugeführt. Geeignete Weichmacher umfassen Glyzerin, Sorbit oder andere biologisch annehmbare Weichmacher. In einer Kollagenaufschlämmung, die zwischen ca. 0,5 bis 5,0 Gew.-%

Kollagen enthält, ist der Weichmacher in einer Menge zwischen ca. 4 und 12 Gew.-% vorhanden.

Eine der wichtigsten Eigenschaften, die erfindungsgemäß durch Beschichtung eines synthetischen Gefäßersatzes mit Kollagenfibrillen erhalten wird, ist die Verringerung der Porosität des porösen Substrates auf ca. Null. Die Porosität von 20 zufällig ausgewählten unbeschichteten synthetischen Microvel-Gefäßersatzen aus Dacron wies eine mittlere Porosität gegenüber gereinigtem Wasser von 1796 ml/min-cm² bei 120 mm Quecksilber mit einer Standardabweichung von 130 auf. Nach Applikation mehrerer Kollagenbeschichtungen wurde die Porosität auf Null verringert. Die folgenden Beispiele veranschaulichen das Verfahren zur Beschichtung der Gefäßersatzsubstrate.

Beispiel 2

Eine 50 ecm Injektionsspritze wird mit einer wässrigen Aufschlämmung von 2 % gereinigtem, gemäß Beispiel 1 hergestellten Kollagen aus Rinderhaut gefüllt. Die Kollagenauf schlämmung enthält 8 % Glyzerin, 17 % Äthanol und den Rest Wasser, und besitzt eine Viskosität von 30 ba.s (30.000 cps). Die Spritze wird in ein Ende eines Meadox Medical-Microvel-Gefäßersatzes aus dacron von 8 mm Durchmesser und ca. 12 cm Länge eingeführt. Die Aufschlämmung wird in das Lumen des Microvel-Gefäßersatzes injiziert und manuell einmassiert, um die gesamte innere Oberfläche mit der Kollagenaufschlämmung zu bedecken. Ein Überschuß an Kollagenaufschlämmung wrid durch eines der offenen Enden entfernt. Der Gefäßersatz wird ca. 1/2 Studne lang bei Raumtemperatur trocknen gelassen. Die Beschichtungs- und Trocknungsstufen werden drei Mal wiederholt.

Nach der vierten Beschichtungsapplikation wurde der Kollagenüberzug durch 5 min langes Inkontaktbringen mit Formaldehyddampf vernetzt. Der vernetzte Gefäßersatz wurde dann 15 min lang an der Luft getrocknet, dann 24 Stunden lang im Vakuum getrocknet, um Feuchtigkeit und Überschuß an Formaldehyd zu entfernen.

Beispiel 3

Die Blutdichtheit eines mit Kollagen beschichteten gemäß Beispiel 2 hergestellten Gefäßersatzes wurde wie folgt getestet: Ein Microvel-Gefäßersatz von 8 mm χ 12 cm wurde an einen Blutbehälter bei einem Druck von 120 mm Quecksilber, entsprechend der Höhe des Behälters, angeschlossen. Durch den Gefäßersatz wurde mit Haparin stabilisiertes Blut durchgeleitet und das durch den Gefäßersatz gesammelte Blut bestimmt und in ml pro min-cm² ausgedrückt. Die Porosität von fünf Durchläufen wurde mit 0,04, 0,0, 0,0, 0,04 und 0,03 bestimmt. Dies bedeutet eine mittlere Porosität von 0,022 ml/min-crn², was als Null betrachtet wird, weil dieser Wert innerhalb der experimentellen. Fehlergrenze des Experimentes liegt.

Um dieses Ergebnis mit dem Blutverlust bei einem unbeschichteten Microvel-Gefäßersatz zu vergleichen, wurde das Experiment unter Verwendung eines unbeschichteten Ersatzes wiederholt. Die mittlere Porosität betrug 36 ml/ min-cm².

Die antimikrobielle Wirkung eines kollagenbeschichteten Gefäßersatzmaterial, das gemäß der Erfindung hergestellt wurde, wird im folgenden gezeigt:

Beispiel 4

Die Porosität eines kollagenbeschichteten Gefäßersatzmaterials wird nach drei Beschichtungen auf weniger als ca. 1 % eines unbeschichteten Ersatzes verringert. Ein Standard-Wasserporositätstest, der zur Messung der Wasserporisität eines Ersatzes verwendet wird, ist der folgende: Eine Wassersäule, die einem Druck von 120 mm Quecksilber entspricht, wird eine Minute lang durch eine

!0 0,5 cm^a-Öffnung, oberhalb der sich eine Probe des Ersatzes befindet, hindurchfließen gelassen. Die gesammelte Wassermenge wurde gemessen. Es wurden die ml Wasser, die pro Minute pro cm^a gesammelt wurden, berechnet. Für jede Probe wurden mehrere Ablesungen durchgeführt. Die Porosität war die folgende:

Porosität = ml/min/cm^a

Die Wasserporosität eiens Microvel-Gefäßersatzmaterials betrug ca. 1.900 ml/min/cm². Die Porosität nach der Beschichtung war folgende:

Zahl der Beschichtungen	Porosität
0	1 .900
1	266
2	146
3	14
4	5
5	2,2
6	0

In jedem Fall war die Kollagenbeschichtung eine von Rinderhaut abgeleitete plastifizierte Aufschlämmung, die gemäß der im Beispiel 2 beschriebenen Zusammensetzung hergestellt wurde. Aufgrund dieser Ergebnisse ist

BAD ORIGINAL

-V-es bevorzugt, eine Kollagenbeschichtung von mindestens drei oder vier Fibrill-Schichten aufzubringen, und insbesondere von vier oder fünf Schichten, wobei zwischen jeder Applikation eine Trocknung liegt, und zur Fixierung des Überzuges auf dem Substrat vernetzt wird.

Erfindungsgemäß wird jede Schicht des auf einem porösen Substrat applizierten Kollagenüberzuges und zumindest die letzten zwei Schichten chemisch modifiziert, um einen Wirkstoff oder ein antithrombisches Mittel einzubauen, wie z.B. Heparin, um einer Infektion vorzubeugen und um eine Gerinnung entlang der inneren Oberfläche der Prothese zu verhindern. Wie angegeben kann das Kollagen mit einer Vielzahl von Arzneimittelwirkstoffen kompliziert sein, wie z.B. mit antibakteriellen Mitteln, antimikrobiellen Mitteln oder fungiziden Mitteln, um eine Gefäßersatz-Infektion zu verhindern. Typische antibakterielle Wirkstoffe, die verwendet werden können, umfassen Oxacillin, Gentamicin, Tetracyclin, Cephalosporin und dergleichen, die mit den Kollagenfibrillen vor der Applikation auf das Gefäßersatzsubstrat komplexiert sein können.

Zusätzlich zur verminderten Porosität zeigen erfindungsgemäße mit Kollagen beschichte Gefäßersatze eine verringerte Thrombogenizität (Blutgerinnungsneigung) verglichen mit einem unbeschichteten Gefäßersatz.

Beispiel 5
30

Eine homogene Aufschlämmung von gemäß Beispiel 1 hergestelltem Kollagen aus Rinderhaut wurde hergestellt, die 1 % Kollagen aus Einderhaut, 8 % Glyzerin, 17 % Äthanol und als Rest Wasser erhielt. Ceclor, ein Cephalosporin-Antibiotikum von Eli Lilly and Company, daß das Wachstum von Staphylococus aureus und Escherichia coli inhibiert, wurde mit einer Konzentration von 20 mg/ml in die Auf-

schlämmung eingemischt. Die Ceclor enthaltende Kollagenauf schlämmung wurde unter Massieren auf beide Seiten eines Doppelvelour-Dacron-Gewebes aufgebracht, wobei zwischen den Beschichtungen halbstündige Trockenperioden lagen. Die Beschichtung ergab 3,1 mg zugefügtes Kollagen/cm^:

Als Kontrolle wurde ein Doppelvelour-Dacron-Gewebe mit der gleichen Kollagenaufschlämmung, aber unter Weglassung des Ceclor-Antibiotikums, imprägniert. Diese Kontrollprobe besaß eine Beschichtung von 4,1 mg Kollagen /cm².

Beide Stücke des beschichteten Gewebes wurden 1 min lang in eine 4 %ige Formaldehyd und 10 %ige Glyzerinlösung eingetaucht, im Vakuum 64 Stunden lang getrocknet und unter Verwendung von Gammastrahlung sterilisiert.

Die antimikriobielle Aktivität des mit Kollagen beschichteten Dacron-Gefäßersatz-Gewebes, das mit Ceclor imprägniert war, wurde in einem Agar-Diffusionsversuch bestimmt. Gewebemuster von 1 cm² wurden auf innokulierte Agaroberflachen gegeben, wobei sich Wachstumshemmzonen ergaben, was anzeigte, daß das Antibiotikum gegen S. aureus (34 mm Hemmzone) und E. coli (20 mm Hemmzone) aktiv war. Das unbehandelte kollagenbeschichtete Kontrollgefäßersatzmaterial zeigte keine antimikrobielle Wirkung. Die Ergebnisse sind in den folgenden Tabellen I und II zusammengestellt.

	S.	aureus	Behandeltes	TABELLE	I	Platte 3	Gewebe
30	E.	coli	Platte 1	kollagenbeschichtetes	35 mm	X-
			36 mm	Platte 2	27 mm	34 mm
		33 mm	31 mm		29 mm
35		28 mm

.„κ-YS-

	Platte 1	TABELLE	II	Gewebe	0
	0	mit Kollagen	beschichtetes		0
Unbehandeltes	0	Platte 2	Platte 3 χ
		0	0
S. aureus	0	0
E. coli
Beispiel 6

Eine gemäß Beispiel 1 hergestellte Kollagenaufschlämmung, die 13,2 % Kollagenprotein (bestimmt durch seinen Hydroxy-

,C prolin-Gehalt) enthielt, wurde in einem Verhältnis 1:3 mit Wasser (W) gemischt, um ein 3,3 Gew.-%iges homogenes Kollagengel (G) zu ergeben. Der pH-Wert des Kollagengels wurde auf 3,8 eingestellt und 20 mg Tetracyclin (TC) pro ml Gel zugegeben. Kurz vor der Injektion in zwei

2Q Kaninchen wurde der Kollagengel-Tetracyclin-Komplex mit Glutaraldehyd (0,3 ml 3 % Glutaraldehyd pro ml Gel) vermischt und durch 18 Gage-Nadeln in die Subcutis injiziert. Als Kontrolle wurden zwei Kaninchen mit einer ähnlichen Dosis von Tetracyclin und Wasser (20 mg TC/ml Wasser/kg

2g Körpergewicht) injiziert.

Um die Geschwindigkeit der Tetracyclinfreisetzung aus der injizierten Stelle zu untersuchen, wurde in verschiedenen Zeitintervallen Blut aus der Ohrvene des Kaninchens _on entnommen. Der Gehalt an TC im Blut wurde gemäß dem Verfahren von Wilson, et al. (Clin. Chem. Acta. , _3J[, 260, 1972) bestimmt. Die Ergebnisse der TC-Analyse im Blut aller vier Kaninchen, das innerhalb von 2 Stunden bis 4 Tagen nach der Injektion gesammelt wurde, sind in Fig. 3 darge-

_O1_ stellt,
ob

Fig. 3 zeigt, daß nach Injektion von TC in Wasser der Wirkstoff im Serum sein Maximum innerhalb von zwei Stunden erreicht, wie dies durch die Kurve A gezeigt wird. Nach 11 Stunden ist TC nicht mehr langer bestimmbar. Wenn Tetracyclin in einem Kollagengel, das mit Glutaraldehyd (1OG + 30W) vernetzt war, verabreicht wurde, blieb der TC-Spiegel im Serum während ca. 6 T.agen stabil, wie dies durch Kurve B gezeigt wird. Die Administration von TC im Kollagengel verlängert deshalb die wirksame Freisetzung des Wirkstoffes um das 25-fache, verglichen mit einer Injektion in einem Medium, das nur aus Wasser besteht.

Beispiel 7

Der im Beispiel 6 beschriebene Test wurde wiederholt, wobei für die Injektion ein Kollagengel mit zwei verschiedenen Konzentrationen verwendet wurde. Zusätzlich betrug der Tetracyclingehalt 30 mg Oxytetracyclin (OTC)/ml Gel/kg Körpergewicht bei einer Dosis von 1 ml/kg Körpergewicht, d.h. 50 % mehr Tetracyclin pro Dosis als im Beispiel 6. Die durch Fig. 4 veranschaulichten Ergebnisse zeigen, daß die Konzentration von Kollagen im Gel die Geschwindigkeit der OTC-Freisetzung aus der Kollagiinmatrix beeinflußt. Je dichter das Kollagengel ist, umso langsamer ist die Freisetzung des Wirkstoffs. In diesem Beispiel wurde die Genetik der OTC-Freisetzung für eine Gesamtzahl von 124 Studnen nach Injektion des Testkomplexes in die Subcutis einer Gesamtzahl von sechs Kaninchen untersucht.

In Fig. 4 zeigt die Kurve A, daß OTC in Wasser sein Maximum im Serum kurz nach der Injektion erreicht, und nach 18 oder 20 Stunden nicht mehr bestimmbar ist. Die Kurve B zeigt OTC-Serumkonzentrationen für mit einer Kollagenmatrix komplexiertes OTC bei einem Gewichtsverhältnis von Gelkomplex zu Wasser von 1:20, und Kurve C von 3:20. Die Freisetzung des OTC

350312§

ist für das weniger konzentrierte Gel der Kurve B schneller.

Beispiel 8
5

Ein 3 % Kollagen, gemessen als Trockensubstanz, enthaltendes Kollagengel wurde mit Tetracyclin vermischt, um zwei Konzentrationen zu ergeben, nämlich (A) 50 mg TC/ml und (B) 100 mg TC(ml Gel. Nach Mischen mit 0,3 ml 3 %igen Glutaraldehyd (Gl) pro ml Gel (G) wrude der Komplex A in eienr Dosis von 2 ml/kg Körpergewicht und der Komplex B in einer Dosis von 1 ml/kg injiziert. Die Plasmaspiegelkonzentrationen von TC in mg/ml werden in den Kurven A und B der Fig. 5 gezeigt. Komplex A wurde auch in einer Dosis von 1 ml/kg injiziert und durch die Kurve C in Fig. dargestellt. Die tatsächlcihen Plasmagehalte von Tetracyclin während eines Zeitraums von bis zu 5 Tagen nach Injektion zeigt die Fig. 5.

Die Ergebnisse der Fig. 5 zeigen, daß sowohl die tatsächliche Konzentration an Tetracyclin als auch die Oberflächengeometrie des Implantats die Menge der Wirkstoff-Freisetzung aus dem Gel und den Tetracyclinspiegel im Plasma beeinflussen.

In der Beschreibung und den Ansprüchen in der Einzahl angegebene Bestandteile oder Verbindungen sind nicht darauf beschränkt, sondern umfassen auch im erfindungsgemäßen Rahmen stehende Mischungen dieser Bestandsteile.

-SL4-

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Claims

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Arzneimittel abgebender kollagenbeschichteter synthetischer Gefäßersatz

Patentansprüche

Synthetischer Gefäßersatz enthaltend: einen röhrenförmigen flexiblen porösen Träger, der an mindestens der inneren Oberfläche einen vernetzten Überzug von Kollagenfibrillen aufweist, die mit einer wirksamen Menge eines Arzneimittels komplex gebunden sind, und mit einem Weichmacher vermischt sind, um den Ersatz blutdicht und flexibel zu halten, und eine anhaltende Freigabe des Arzneimittelanteils aus dem Komplex nach der Implantation ermöglichen.
2. Gefäßersatz nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Arzneimittelanteil des Komplexes ein pharmazeutischer Wirkstoff ist, ausgewählt aus der Gruppe bestehend

aus antimikrobiellen Wirkstoffen, antibakteriellen Wirkstoffen, fungiziden Wirkstoffen, antithrombogenen Wirkstoffen, das Zellwachstum fördernden Wirkstoffen und Mischungen davon.
3. Gefäßersatz nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß sowohl die innere als auch äußere Oberfläche des Ersatzes mit dem Kollagenfibrillen-Wirkstoff-Komplex beschichtet sind.
4. Gefäßersatz nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Überzug des Kollagenfibrill-Wirkstoff-Komplexes aus mindestens drei Schichten besteht, die durch Abscheidung einer wässrigen Aufschlämmung von Kollagenfibrillen gebildet sind, zwischen den Applikationen getrocknet wurden und nach der Applikation der letzten Schicht vernetzt wurden.
5. Gefäßersatz nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der poröse Träger Polyäthylenterephthalat ist.
6. Gefäßersatz nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der poröse Träger gewirkt ist.
7. Gefäßersatz nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß der poröse Träger gewebt ist.
8. Gefäßersatz nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die innere und äußere Oberfläche des Trägers eine Velouroberfläche besitzt.
9. Gefäßersatz nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Kollagenfibrill-Wirkstoff-Komplex durch Inkontaktbringen mit Formaldehyddampf vernetzt ist.
■*· 10. Gefäßersatz nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, _/ daß der Weichmachder ein biologisch verträgliches, mehrere Hydroxylgruppen enthaltendes Material ist.
11. Gefäßersatz nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß der Weichmacher Sorbit ist.
12. Gefäßersatz nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet,

daß der Weichmacher Glyzerin ist. 10
13. Verfahren zur Herstellung eines ein Arzneimittel abgebenden -kollagenbeschichteten synthetischen Gefäßersatzes, gekennzeichnet durch die Verfahrensstufen: Bereitstellen eines porösen röhrenförmigen flexiblen synthetischen Trägers;

Aufbringen einer wässrigen Aufschlämmung eines Komplexes von Kollagenfibrillen mit einem Arzneimittelwirkstoff auf die Oberfläche des Trägers;

Einmassieren der Aufschlämmung in den Träger, um eine innige Vermischung des Kollagenfibrill-Komplexes in die poröse Struktur des Trägers sicherzustellen; Trocknen der Kollagenbeschichtung; Vernetzen der Kollagenbeschichtung durch Inkontaktbringen mit Formaldehyddampf; und
Vakuumtrocknen zur Entfernung überschüssigen Formaldehyds.
14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß die Stufen des Aufbringens einer wässrigen Aufschlämmung von Kollagenfibrillen auf den Träger, Einmassieren und Trocknen mindestens drei Mal wiederholt werden.
15. Aufschlämmung zur Bildung eines einen Arzneimittelwirkstoff abgebenden blutdichten synthetischen Gefäßersatzes, dadurch gekennzeichnet, daß dieser ca.O,5 bis 5,9 % Kollagenf ibrillen, die mit mindestens einer wirksamen Menge eines Arzneimittelwirkstoffes komplexiert sind,

4,0 bis 12,0 % Weichmacher (Prozentangaben in Gew.-%) und als Rest Wasser enthält.
16. Synthetischer Gefäßersatz enthaltend: einen röhrenförmigen flexiblen porösen Polyäthylenterephthalatträger, dessen innere Oberfläche einen Überzug von mindestens fünf Schichten von vernetzten Kollagenfibrillen, die mit einem Arzneimittelwirkstoff komplexiert und mit einem Weichmacher vermischt sind, besitzt, wobei jede Schicht aus einer wässrigen Aufschlämmung gebildet ist, die zwischen ca. 1,5 bis 4,0 Gew.-% Kollagenfibrillen und zwischen ca. 6 und Gew.-% Weichmacher enthält.