GEBIET DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung betrifft ein künstliches
Blutgefäß, das für die Behandlung von Erkrankungen in Aorten,
koronaren Arterien, peripheren Blutgefäßen und dergleichen
verwendet wird.
STAND DER TECHNIK
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Bisher wird ein Schlauch aus gewebten oder
gestricktem Stoff aus Polyesterfasern oder aus expandiertem
Polytetrafluorethylen (im folgenden als "EPTFE" bezeichnet)
als künstliches Blutgefäß verwendet. Der EPTFE-Schlauch wird
praktisch mit einem kleineren Durchmesserbereich verwendet
als der Polyesterschlauch, da Polytetrafluorethylen selbst
hervorragende antithrombotische Eigenschaften aufweist und
eine poröse Struktur, umfassend Fasern und Knoten, die durch
Ziehen erhalten wird, hinsichtlich ihrer Biokompatibilität
hervorragend ist.
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EPTFE ist jedoch nicht notwendigerweise hinsichtlich
seiner antithrobotischen Eigenschften zufriedenstellend. Im
Falle eines künstlichen Blutgefäßes mit einem inneren
Durchmesser von 6 mm oder weniger, insbesondere von 4 mm oder
weniger, wird ein ausreichender Grad der Durchgängigkeit
nicht erreicht. Um dieses Problem zu lösen, wurden folgende
Methoden untersucht: (1) Verbesserung der antithrombotischen
Eigenschaften des Materials selbst, (2) Bildung einer Intima
durch Einführung eines Gewebes in einem frühen Stadium der
Transplantation, wodurch dem künstlichen Blutgefäß
antithrombotische Eigenschaften verliehen werden, und (3)
Einführen von vaskulären Endothelzellen mit guten
antithrombotischen Eigenschften in die Innenwand des künstlichen
Blutgefäßes.
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Konkret wird bezüglich der Methode (1) eine
Entwicklung eines antithrombotischen polymeren Materials mit
einer Mikrophasen trennenden Struktur oder ein mit einem
Antithrombotikum immobilisiertes Material diskutiert (vergl.
Noishiki et al., Trans. A. S. A. I. O. 23, 253 (1977) usw.).
Obwohl solche antithrombotische Materialien die Bildung von
Thromben direkt nach der Transplantation verhindern können,
werden längere Zeit nach der Transplantation Thromben
gebildet, so daß das Gefäß verschlossen wird.
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Bezüglich der Methode (2) wird ein künstliches
Blutgefäß vorgeschlagen, das mit einem zellanhaftendem
Protein wie Kollagen oder Fibronectin beschichtet und durch
Vernetzung immobilisiert wird (vergl. C.H. Lundgren at al.,
A. S. A. I. O. 32, 346 (1986) usw.). Da der Thrombus dazu
neigt, aufgrund der Beschichtung des Proteins in einem
solchen künstlichen Blutgefäß anzuhaften, nimmt der Grad der
Durchgängigkeit stark ab. Ferner wird ein künstliches
Blutgefäß vorgeschlagen, in welches ein antithrombotisches
Mittel, wie Heparin, zusätzlich eingearbeitet ist, aber eine
ausreichende Durchgängigkeit wird nicht erreicht. Wenn eine
Durchgängigkeit erhalten wird, besitzt das künstliche
Blutgefäß keine ausreichenden Eigenschaften nach einer
längeren Zeit, da der Grad der Durchgängigkeit infolge der
Verdickung oder des Ablösens der gebildeten Intima abnimmt.
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Bezüglich der Methode (3) wird ein Verfahren zum
Einführen der vaskulären Endothelzellen in der Innenwand des
künstlichen Blutgefäßes untersucht (vergl. Takagi et al.,
JINKOZOKI (Japanese Journal of Artificial Organs), 17, 679
(1988), JP-A-170466/1989, usw.). Es fehlt ihm jedoch eine
sofortige Verwendungsmöglichkeit, da es eine lange Zeit
benötigt, die vaskulären Endothelzellen zu sammeln und zu
kultivieren. Außerdem sind die Stabilität und die Funktionen
der eingeimpften Endothelzellen nicht vollkommen und es wird
kein guter Grad der Durchgängigkeit erreicht.
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Wie oben erläutert wurde, kann der Stand der Technik
kein künstliches Blutgefäß zur Verfügung stellen, welches
einen guten Grad der Durchgängigkeit von dem Ausgangspunkt
der Transplantation an über eine lange Zeit aufrechterhält.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Als Resultat der Untersuchungen über ein künstliches
Blutgefäß, in welchem eine Intima nach der Transplantation
schnell gebildet werden kann, wird die gebildete Intima
stabil vorhanden sein und einen guten Grad der
Durchgängigkeit über eine lange Zeit und eine gute
Anfangsdurchgängigkeit aufweisen. Es wurde gefunden, daß ein künstliches
Blutgefäß, an das ein Protein oder ein Peptid mit
Zelladhäsions- und Wachstumsfunktionen über Hydroxylgruppen,
Carboxylgruppen, Epoxygruppen oder Aminogruppen, welche auf
eine Oberfläche eines porösen synthetischen polymeren
Materials durch physikalische oder chemische Behandlung
eingeführt wurden, kovalent gebunden ist, hervorragend in
seiner Anfangsdurchgängigkeit nach der Transplantation ist,
eine Intima schnell darauf gebildet wird und die gebildete
Intima über eine lange Zeit stabil ohne Verdickung oder
Ablösung vorhanden ist, so daß eine gute Durchgängigkeit
fortbesteht. Hierdurch wurde die vorliegende Erfindung
vollendet.
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Dementsprechend stellt die vorliegende Erfindung ein
künstliches Blutgefäß zur Verfügung, umfassend einen aus
einem synthetischen Polymer gebildeten porösen Schlauch,
welcher entweder ein aus Polyester gewebter oder gestrickter
Schlauch oder ein aus expandiertem Polytetrafluorethylen
gebildeter Schlauch ist, dadurch gekennzeichnet, daß ein
Protein oder ein Peptid mit einer Zellhaftfestigkeit und
Wachstumsfunktionen durch Reaktion mit Hydroxylgruppen,
Carboxylgruppen, Epoxygruppen oder Aminogruppen, welche auf
die Oberfläche des synthetischen Polymeren durch
Pfropfpolymerisation, eine chemische Behandlung oder eine
physikalische Behandlung eingeführt werden, an das
synthetische Polymer kovalent gebunden wird.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Fig. 1 ist eine rasterelektronenmikroskopische
Aufnahme der inneren Oberfläche des künstlichen Blutgefäßes
von Beispiel 1, umfassend EPTFE, an das gelatiniertes
Atelokollagen chemisch gebunden ist.
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Fig. 2 ist eine rasterelektronenmikroskopische
Aufnahme der inneren Oberfläche des konventionellen
künstlichen Blutgefäßes des Vergleichsbeispiels 2, umfassend
EPTFE, das mit gelatiniertem Atelokollagen beschichtet und
unter Verwendung von Glutaraldehyd vernetzt ist.
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Fig. 3 ist eine rasterelektronenmikroskopische
Aufnahme der inneren Oberfläche des unbehandelten künstlichen
EPTFE-Blutgefäßes des Vergleichsbeispiels 1
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Das in dem künstlichen Blutgefäß der vorliegenden
Erfindung verwendete poröse synthetische polymere Material
ist ein aus Polyester gewebter oder gestrickter Schlauch oder
eine EPTFE-Schlauch. Diese ergeben zufriedenstellende
Resultate, da sie eine ausreichende Festigkeit als
künstliches Blutgefäß aufweisen, im Organismus nicht zersetzt oder
unbrauchbar werden und untoxisch sind. Unter ihnen wird der
EPTFE-Schlauch besonders bevorzugt, der eine mikroporöse
Struktur umfassend Fasern und Knoten, eine hohe Porosität und
eine gute Gewebeverträglichkeit aufweist.
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Um die Intima in einem frühem Stadium zu bilden und
um die gebildete Intima stabil zu halten, ist es
erforderlich, das Gewebe oder die Blutkapillaren in das poröse
Material einzuführen. Zu diesem Zweck beträgt die Porosität
des porösen synthetischen polymeren Materials bevorzugt
mindestens 70%.
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Aus dem gleichen Grund beträgt der Porendurchmesser
mindestens 20 um. Insbesondere im Falle von EPTFE beträgt der
Porendurchmesser bevorzugt von 20 bis 200 um.
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Der Anteil der Fläche des porösen synthetischen
polymeren Materials, welcher in dem künstlichen Blutgefäß die
innere Oberfläche einnimmt, die mit dem Blutstrom in Berührung
kommt, beträgt von 15 bis 80%, bevorzugt von 25 bis 55%.
Dieser Flächenanteil kann unter Verwendung eines
Rasterelektronenmikroskops bestimmt werden. Wenn der
Flächenanteil des synthetischen polymeren Materials zu hoch
ist, wird die Berührungsfläche zwischen dem immobilisierten
Protein oder Peptid und dem Blut zu groß und die Möglichkeit
einer Thrombusbildung wird groß, so daß der Grad der
Anfangsdurchgängigkeit abnimmt. Wenn der Flächenanteil des
synthetischen polymeren Materials zu gering ist, wird der
Beschleunigungseffekt des immobilisierten Proteins oder
Peptids auf die Bildung der Intima nicht ausreichend
erreicht.
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Um die funktionellen Gruppen auf die Oberfläche des
synthetischen polymeren Materials einzuführen, kann eine
chemische Behandlung oder eine physikalische Behandlung, wie
eine Bestrahlung mit einem γ-Strahl oder einem
Elektronenstrahl und eine Behandlung mittels Koronaentladung oder
Glimmentladung, verwendet werden. Eine geeignete Methode wird
entsprechend dem polymeren Material ausgewählt. Z. B. im Falle
von Polyethylenterephthalat (PET), das einer der Polyester
ist, werden die Esterbindungen mit einer Säure oder einem
Alkali hydrolysiert, um Carboxylgruppen zu bilden, welche
dann in Estergruppen, in Hydroxylgruppen, in Aminogruppen
oder in Epoxygruppen mittels bekannter Reaktionen überführt
werden. Es ist möglich, eine Pfropfpolymerisation durch
Betrahlung mit UV-Licht oder durch Koronaentladung
durchzuführen.
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Im Falle von EPFTE werden nach Defluorierung mit
einer Alkalimetallverbindung die Carboxylgruppen, die
Hydroxylgruppen, die Aminogruppen, die Epoxygruppen oder
dergleichen in EPFTE durch Reaktion mit einer Verbindung,
die solche funktionelle Gruppen enthält, eingeführt.
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Beispiele für solche Alkalimetallverbindungen sind
Methyllithium, n-Butyllithium, tert.Butyllithium,
Naphthalinsäurenatrium, Naphthalin-Benzophenon, Vinyllithium und
dergleichen. Sie werden in Form einer Lösung verwendet. Unter
diesen werden Naphthalinsäurenatrium und Benzophenonnatrium
auf der EPTFE-Oberfläche nach der Behandlung eine
dunkelbraune Schicht bilden und sie können EPFTE auf dem
porösen Innenteil nicht gleichmäßig behandeln. Somit werden
Methyllithium, n-Butyllithium und tert.Butyllithium
bevorzugt, um das künstliche Blutgefäß der vorliegenden
Erfindung zu bilden. Da Methyllithium, n-Butyllithium und
tert.Butyllithium alle eine schwache Wirkung für die
Entfernung des Fluoratoms aufweisen, ist es erforderlich,
einen Chelatbildner, wie Hexamethylphosphorsäuretriamid oder
N,N,N,N-Tetramethyl-ethylendiamin zuzusetzen.
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Beispiele für eine Verbindung, welche die
Hydroxylgruppe, die Carboxylgruppe, die Epoxygruppe oder die
Aminogruppe enthält, sind Glycerin-(meth)acrylat,
2-Hydroxyethyl-(meth)acrylat, 2-Hydroxypropyl-(meth)acrylat,
Polyethylenglycol-(meth)acrylat, Glycidyl-(meth)acrylat,
(Meth)acrylsäure, Allylamin, 2-Aminoethyl-(meth)acrylat,
Acrylamid und dergleichen. Alternativ wird ein Säureanhydrid,
wie Maleinsäureanhydrid, zugesetzt und dann hydrolysiert.
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Mehr speziell wird z. B. der EPTFE-Schlauch in eine
Lösung von Methyllithium in Diethylether in einer
Stickstoffatmosphäre getaucht und Hexamethylphosphorsäuretriamid wird
zu der Lösung gegeben. Dann wird die Lösung, welche den
Schlauch enthält, 30 Minuten bei 0ºC stehen gelassen, um die
Fluoratome von dem EPTFE zu entfernen. Nach Entfernung der
Lösung wird eine Lösung von Acrylsäure in Tetrahydrofuran
zugegeben und bei 60ºC 10 Stunden zur Reaktion gebracht. Nach
der Reaktion wird überschüssige Acrylsäure oder sein Polymer
ausgewasdhen, um das Polymer mit aufgepfropfter Acrylsäure zu
erhalten.
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Um die funktionelle Gruppen in EPTFE einzuführen,
kann eine Bestrahlung mit einem γ-Strahl oder einem
Elektronenstrahl oder die Koronaentladung verwendet werden. Wie aber
wohlbekannt ist, wird durch die Strahlenbehandlung EPTFE bis
zu seinem tiefen kristallinen Teil zersetzt, so daß das
Molekulargewicht von PTFE erniedrigt wird und seine
Festigkeit beträchtlich verringert wird, ein solcher EPTFE-
Schlauch kann praktisch kaum als künstliches Blutgefäß
verwendet werden (vergl. G. Morel et al., J. Appl. Polym.
Sci. 24, 771 (1979)). Mit der Glimmentladung ist es
schwierig, den tiefen porösen Teil von EPTFE zu behandeln, so
daß nur die äußeren und inneren Oberflächen des Schlauchs
behandelt werden können. Damit ist es schwierig, das Protein
auf den Porenoberflächen der Schlauchwand zu immobilisieren,
und die Bildung des Gewebes in der Wand oder die Einführung
von Blutkapillaren kann nicht beschleunigt werden.
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Im Gegensatz hierzu kann die Behandlung mit der
Alkalimetallverbindung den EPTFE-Schlauch bis zu seinem
porösen inneren Teil und auch bis zu dem tiefen kristallinen
Teil von EPTFE einheitlich machen, ohne PTFE bis zu einer
Tiefe von etwa mehreren hundert Angström von der Oberfläche
zu zersetzen. Daher ist die Festigkeit nicht verringert und
das Protein oder das Peptid können in allen Teilen der
porösen Wand immobilisiert werden. Folglich ist es
wünschenswert, das poröse polymere Material mit der
Alkalimetallverbindung für die Herstellung des künstlichen
Blutgefäßes aus Composit-Material der vorliegenden Erfindung
zu behandeln.
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Ein Verfahren zum Immobilisieren des Proteins oder
Peptids kann gemäß dem Material ausgewählt werden. Bevorzugt
wird das Verfahren so ausgewählt, daß die Funktion der
Gewebeinduktion nicht durch die Immobilisierung verloren geht
und daß das Protein oder Peptid durch eine Bindung
immobilisiert wird, welche ohne Spaltung bestehen bleibt, bis
die Intima gebildet ist. Z. B. wird mit der Hydroxylgruppe,
der Carboxylgruppe oder der Aminogruppe die kovalente Bindung
durch dehydratisierende Kondensation gebildet und mit der
Epoxygruppe wird die kovalente Bindung durch eine
Additionsraktion gebildet. Mit der Hydroxylgruppe wird das Protein
oder Peptid direkt durch dehydratisierende Kondensation in
Gegenwart von Carbodiimid als Katalysator gebunden, oder es
wird eine eliminierbare Gruppe, z. B. eine
Trifluormethan
sulfonylgruppe, eingeführt, um die Reaktivität zu verbessern,
und dann wird eine solche Gruppe mit der Aminogruppe des
Proteins zur Reaktion gebracht. Mit der Carboxylgruppe wird
das Protein oder das Peptid unter Verwendung eines
Katalysators für eine dehydratisierende Kondensation, wie
Carbodiimid, direkt gebunden, oder es wird mit N-
Hydroxysuccinimid zur Reaktion gebracht, um eine aktive
Estergruppe einzuführen, und dann wird die aktive Estergruppe
mit einer Aminosäure des Proteins umgesetzt.
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Die Oberfläche, welche gemäß dem Stand der Technik
durch Beschichten oder Vernetzen behandelt wird, weist
Unebenheiten von mehreren um oder darüber auf und es ist
schwierig, die gesamte Oberfläche des porösen synthetischen
polymeren Materials zu überziehen. Wenn das Protein oder das
Peptid gemäß der vorliegenden Erfindung immobilisiert wird,
liegt die Unebenheit der Oberfläche unter 50 nm und die
Porenhohlräume sind vollständig überzogen.
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Beispiele für das Protein, das als Composit
aufgetragen werden soll" sind Zelladhäsionsproteine,
Endothelzell-Wachstumsfaktoren, Blutgefäß-Wachstumsfaktoren
und dergleichen. Unter diesen werden Kollagen, Gelatine,
Albumin, Laminin und Fibronectin bevorzugt.
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Da in dem konventionellen künstlichen Blutgefäß aus
Composit-Material vom Beschichtungs-Vernetzungstyp das
Protein oder das Peptid nicht kovalent an das poröse Polymer
gebunden ist, gibt es viele Nachteile, daß nämlich das
beschichtete Protein oder Peptid abgelöst werden kann, die
Gleichmäßigkeit der Poren nicht ausreichend ist, daß einige
Teile nicht überzogen werden können oder daß einige Teile zu
dick beschichtet sind, oder daß Aggregate des Proteins
abgelagert werden. Dadurch, ist der Grad der
Anfangsdurchgängigkeit niedrig, hat die gebildete Intima eine geringe
Stabilität und kein guter Durchgängigkeitsgrad wird über eine
lange Zeit aufrechterhalten.
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Das künstliche Blutgefäß aus Composit-Material der
vorliegenden Erfindung umfaßt eine poröses synthetisches
polymeres Material, insbesondere EPTFE, an dessen Oberfläche
das Protein oder das Peptid, das eine Zellhaftfestigkeit und
Zellwachstumsfunktionen aufweist, chemisch gebunden ist, und
ein solches Protein oder Peptid bedeckt fest die gesamte
Oberfläche der porösen Wand des polymeren Materials kovalent
mit einer Dicke von einer Submikron-Größenordnung. Die
Unebenheit der Oberfläche des Composit-Materials liegt unter
50 nm und es ist möglich, der Oberfläche eine
Gewebeinduktionsfunktion zu verleihen, ohne im wesentlichen die Form des
porösen synthetischen polymeren Materials zu ändern. Da die
Oberfläche des porösen synthetischen polymeren Materials als
dünnes Composit aufgetragen ist, wird seine Form durch
Auftragen des Coposits nicht verändert. Daher kann ein
Bereich, auf dem das Protein oder das Peptid immobilisiert
ist, oder die Menge des Proteins oder Peptids durch die
poröse Struktur des synthetischen polymeren Materials
gesteuert werden.
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Wie oben erläutert wurde, wird das Protein oder das
Peptid nicht während der Handhabung bei der Operation
abgelöst, da es durch die kovalente Bindung fest auf dem
polymeren Material immobilisiert ist. Da die Unebenheit der
Oberfläche geringer ist als 50 nm, induziert die Unebenheit,
die durch die Bildung des Composits verursacht wird, nicht
die Bildung eines Thrombus durch das durchfließende Blut, so
daß der Grad der Durchgängigkeit nach der Transplantation
nicht abnimmt. Da in dem künstlichen Blutgefäß aus Composit-
Material der vorliegenden Erfindung das Gewebeinduktions-
Material nur an der Oberfläche des porösen synthetischen
polymeren Materials dünn als Composit aufgetragen ist, ist in
den Hohlräumen des porösen Matrials kein Peptid oder Protein
vorhanden. Daher kann die beschichtete Fläche und die
aufgetragene Menge des Proteins oder Peptids gesteuert
werden, indem die poröse Struktur des synthetischen polymeren
Materials geändert wird. Als Resultat wird die Composit-
Struktur, da die Kontaktfläche des Proteins mit dem Blut
geändert werden kann, gesteuert, indem die Thrombusbildung
aufgrund der Bildung des Composits und der beschleunigende
Effekt auf die Bildung der Intima im Gleichgewicht gehalten
wird.
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Da auf der gesamten Oberfläche der porösen Wand ein
Composit des Gewebeinduktions-Materials aufgetragen ist, wird
die Gewebekomponente in das künstliche Blutgefäß aus
Composit-Material der vorliegenden Erfindung schnell von
außerhalb der Wand des künstlichen Blutgefäßes eingeführt und
das Wachstum der Intima geht schnell von einer
anastomotischen Stelle aus. Ferner wird die gebildete Intima, da das
Protein oder das Peptid durch die kovalente Bindung fest und
gleichmäßig immobilisiert ist, nicht abgespalten werden und
wird für eine lange Zeit stabil vorhanden sein.
BEVORZUGTE AUSFÜHRUNGSFORMEN DER ERFINDUNG
Beispiel 1
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In eine Mischung von einer Lösung von Methyllithium
in Ether (1,4 M)(20 ml) und von
Hexamethylphosphorsäuretriamid (2 ml) wurde eine EPTFE-Schlauch mit einer mittleren
Fibrillenlänge von 30 um, einer Porosität von 72%, mit einer
inneren Oberfläche, die zu 45% mit dem Harz besetzt ist, mit
einem inneren Durchmesser von 1,5 mm, einem äußeren
Durchmesser von 2,5 mm und mit einer Länge von 10 mm, bei 0ºC
30 Minuten unter einer Stickstoffatmosphäre eingetaucht, dann
wurde die Lösungsmischung entfernt. Hierauf wurde eine Lösung
von Acrylsäure (1 g) in Tetrahydrofuran (20 ml) zugegeben und
bei 60ºC 10 Stunden reagieren gelassen.
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Hiernach wurde nicht umgsetzte Acrylsäure und
polymerisierte Acrylsäure ausgewaschen, um einen mit
Acrylsäure aufgepfropften EPTFE-Schlauch zu erhalten. Die
aufgepfropfte Menge der Acrylsäure betrug 45 ug pro 1 cm des
Schlauchs.
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Eine wäßrige Lösung von 0,3% gelatiniertem
Atelokollagen (im folgenden als "GAC" bezeichnet), welche durch
thermische Denaturierung von 0,3% solubilisiertem
Atelokollagen (Nitta Gelation Cellmatrix I-P) hergestellt wurde,
und 0,3% 1-Ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)-carbodiimid wurden
mit 1 N Salzsäure behandelt, um den pH-Wert auf 1,5
einzustellen. In diese Lösung wurde der oben hergestellte,
mit Acrylsäure aufgepropfte EPTFE-Schlauch 24 Stunden lang
eingetaucht und mit Wasser gewaschen, um den EPTFE-Schlauch,
an den GAC gebunden war, zu erhalten.
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Die gebundene Menge von GAC wurde mit der
Ninhydrinmethode gemessen, um festzustellen, daß 55 ug GAC pro 1 cm
des Schlauchs gebunden waren.
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Die innere Oberfläche des Schlauchs wurde mit einem
Rasterelektronenmikroskop beobachtet. Die Mikrostruktur der
Fibrillen und Knoten von EPTFE war vollständig erhalten, und
die Unebenheit der Compositoberfläche lag unter 10 nm. Keine
große Unebenheit, die in der einen Beschichtungskomplex
bildenden Methode sichtbar ist, wurde beobachtet. Das
Composit-GAC wurde beim Hantierten, z. B. Biegen, nicht
abgelöst.
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Das künstliche Blutgefäß hatte eine Zugfestigkeit von
3,2 kg und eine Nahtfestigkeit von 142 g, die gegenüber den
Werten von 3,3 kg und 150 g des unbehandelten EPTFE nicht
signifikant verringert waren, und die Festigkeit dieses
künstlichen Blutgefäßes war in der Praxis akzeptabel. Die
Nahtfestigkeit ist eine Belastung, bei welcher der Schlauch
rissig wird, wenn ein Draht mit einem Durchmesser von 0,2 mm
an einer Stelle 3 cm vom Schlauchende umwunden und gezogen
wird.
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Jeder von sechs behandelten Schläuchen wurde in die
abdominale Aorta von Ratten eingepflanzt. Nach drei Wochen
wurde die Innenseite der porösen Wand des künstlichen
Blutgefäßes mit den Gewebekomponenten, beispielsweise mit
Fibroblasten, gefüllt. Der Anteil des mit Endothelzellen
bedeckten Bereichs der inneren Wand betrug 100% und der Grad
der Durchgängigkeit betrug 100%. Der Grad der Durchgängigkeit
nahm auch nach einem Jahr nicht ab, der 100%ige
Durchgängigkeitsgrad wurde beibehalten, die gebildete Intima
war stabil und keine Ablagerung, wie ein Thrombus, wurde
beobachtet.
Beispiel 2
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In eine Mischung von einer Lösung von Methyllithium
in Ether (1,4 M)(20 ml) und von
Hexamethylphosphorsäuretriamid (2 ml) wurde ein EPTFE-Schlauch mit einer mittleren
Fibrillenlänge von 30 um, einer Porosität von 7.2%, mit einer
inneren Oberfläche, die zu 45% mit dem Harz besetzt ist, mit
einem inneren Durchmesser von 2,0 mm, einem äußeren
Durchmesser von 3,0 mm und mit einer Länge von 20 mm, bei 0ºC
30 Minuten unter einer Stickstoffatmosphäre eingetaucht, dann
wurde die Lösungsmischung entfernt. Hierauf wurde eine Lösung
von Acrylsäure (1 g) in Tetrahydrofuran (20 ml) zugegeben und
bei 60ºC 10 Stunden zur Reaktion gebracht.
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Hiernach wurde nicht umgsetzte Acrylsäure und
polymerisierte Acrylsäure ausgewaschen, um einen mit
Acrylsäure aufgepfropften EPTFE-Schlauch zu erhalten. Die
aufgepfropfte Menge der Acrylsäure betrug 45 ug pro 1 cm des
Schlauchs.
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Eine wäßrige Lösung von 0,3% gelatiniertem
Atelokollagen (GAC), welche durch thermische Denaturierung von
0,3% solubilisiertem Atelokollagen (Nitta Gelation Cellmatrix
I-P) hergestellt wurde, und 0,3% 1-Ethyl-3-(3-
dimethylaminopropyl)-carbodiimid wurden mit 1 N Salzsäure
behandelt, um den pH-Wert auf 1,5 einzustellen. In diese
Lösung wurde der oben hergestellte, mit Acrylsäure
aufgepropfte EPTFE-Schlauch 24 Stundenlang eingetaucht und
mit Wasser gewaschen, um den EPTFE-Schlauch, an den GAC
gebunden war, zu erhalten.
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Die gebundene Menge von GAC wurde mit der
Ninhydrinmethode gemessen, um festzustellen, daß 55 ug GAC pro 1 cm
des Schlauchs gebunden waren.
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Die innere Oberfläche des Schlauchs wurde mit einem
Rasterelektronenmikroskop beobachtet. Die Mikrostruktur der
Fasern und Knoten von EPTFE war vollständig erhalten, und die
Unebenheit der Compositoberfläche lag unter 10 nm. Keine
große Unebenheit, die in der einen Beschichtungskomplex
bildenden Methode sichtbar ist, wurde beobachtet. Das
Composit-GAC wurde beim Hantierten, z. B. Biegen, nicht
abgelöst.
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Jeder von sechs behandelten Schläuchen wurde in die
Karotis von Kaninchen eingepflanzt. Nach vier Wochen wurde
die Innenseite der porösen Wand des künstlichen Blutgefäßes
mit den Gewebekomponenten, beispielsweise mit Fibroblasten,
gefüllt. Der Anteil des mit Endothelzellen bedeckten Bereichs
der inneren Wand betrug 95% und der Grad der Durchgängigkeit
100%. Der Grad der Durchgängigkeit nahm selbst nach einem
Jahr nicht ab, der 100%ige Durchgängigkeitsgrad wurde
beibehalten, die gebildete Intima war stabil und keine
Ablagerung, wie ein Thrombus, wurde beobachtet.
Beispiel 3
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In der gleichen Weise wie im Beispiel 2 wurde
2-Hydroxyethylacrylat auf den gleichen EPTFE-Schlauch
aufgepfropft, wie er im Beispiel 2 verwendet wurde. Die
aufgepfropfte Menge betrug 65 ug pro 1 cm des Schlauchs.
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Dieser Schlauch wurde in eine Lösung von 2,2,2-
Trifluorethansulfonsäure (1 ml) und Triethylamin (1 ml) in
Diethylether (20 ml) eingetaucht und 4 Stunden reagieren
gelassen, um 2,2,2-Trifluorethansulfonsäuregruppen an die
Hydroxylgruppen einzuführen.
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Dann wurde Fibronectin (von Rinderplasma stammend,
hergestellt von Nippon Ham) (5 mg)in einem
Natriumcarbonatpuffer (pH = 7)(20 ml) gelöst. In diese Lösung wurde der oben
hergestellte Schlauch 24 Stunden eingetaucht und mit Wasser
gewaschen, um den EPTFE-Schlauch, an den Fibronectin gebunden
war, zu erhalten.
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Die gebundene Menge von Fibronectin wurde mit der
Ninhydrinmethode gemessen und gefunden, daß 40 ug Fibronectin
pro 1 cm des Schlauchs gebunden waren.
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Die innere Oberfläche des Schlauchs wurde mit einem
Rasterelektronenmikroskop beobachtet. Die Mikrostruktur der
Fasern und Knoten von EPTFE war vollständig erhalten, und die
Unebenheit der Compositoberfläche lag unter 10 nm. Keine
große Unebenheit, die in der einen Beschichtungskomplex
bildenden Methode sichtbar ist, wurde beobachtet. Das
Composit-Fibronectin wurde beim Hantierten, z. B. Biegen,
nicht abgelöst.
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Jeder von sechs behandelten Schläuchen wurde in die
Karotis von Kaninchen eingepflanzt. Nach vier Wochen wurde
die Innenseite der porösen Wand des künstlichen Blutgefäßes
mit den Gewebekomponenten, beispielsweise mit Fibroblasten,
gefüllt. Der Anteil des mit Endothelzellen bedeckten Bereichs
der inneren Wand betrug 85% und der Grad der Durchgängigkeit
war 83% (5/6). Der Grad der Durchgängigkeit nahm selbst nach
einem Jahr nicht ab, der 83%ige Durchgängigkeitsgrad wurde
beibehalten, die gebildete Intima war stabil und keine
Ablagerung, wie ein Thrombus, wurde beobachtet.
Beispiel 4
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Ein gestrickter Polyesterschlauch mit einer mittleren
Porengröße von 60 um, einer Porosität von 60%, mit einer
inneren Oberfläche, die zu 50% mit dem Harz besetzt ist,
einem inneren Durchmesser von 2,0 mm, einem äußeren
Durchmesser von 3,0 mm und mit einer Länge von 20 mm wurde
einer Hydrolyse mit 6 N Salzsäure unterworfen, um
Carboxylgruppen zu bilden.
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Eine wäßrige Lösung von 0,3% gelatiniertem
Atelokollagen (GAC), welche durch thermische Denaturierung von
0,3% solubilisiertem Atelokollagen (Nitta Gelation Cellmatrix
I-P) hergestellt wurde, und 0,3%
1-Ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)-carbodiimid wurden mit 1 N Salzsäure behandelt, um den
pH-Wert auf 1,5 einzustellen. In diese Lösung wurde der oben
hergestellte Schlauch 24 Stunden lang eingetaucht und mit
Wasser gewaschen, um den EPTFE-Schlauch, an den GAC gebunden
war, zu erhalten.
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Die gebundene Menge von GAC wurde mit der
Ninhydrinmethode gemessen, um festzustellen, daß 25 ug GAC pro 1 cm
des Schlauchs gebunden waren.
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Die innere Oberfläche des Schlauchs wurde mit einem
Rasterelektronenmikroskop beobachtet. Die Form der
Polyesterfasern war vollständig erhalten, und die Unebenheit der
Compositoberfläche lag unter 10 nm. Keine große Unebenheit,
die in der einen Beschichtungskomplex bildenden Methode
sichtbar ist, wurde beobachtet. Das Composit-GAC wurde beim
Hantierten, z. B. Biegen, nicht abgelöst.
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Jeder von sechs behandelten Schläuchen wurde in eine
Karotis von Kaninchen eingepflanzt. Nach vier Wochen wurde
die Innenseite der porösen Wand des künstlichen Blutgefäßes
mit den Gewebekomponenten, beispielsweise mit Fibroblasten,
gefüllt. Der Anteil des mit Endothelzellen bedeckten Bereichs
der inneren Wand betrug 95% und der Grad der Durchgängigkeit
83% (5/6). Der Grad der Durchgängigkeit nahm selbst nach
einem Jahr nicht ab, der 83%ige Durchgängigkeitsgrad wurde
beibehalten, die gebildete Intima war stabil und keine
Ablagerung, wie ein Thrombus, wurde beobachtet.
Vergleichsbeispiel 1
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Jeder von sechs EPTFE-Schläuchen, welche die gleichen
waren wie die im Beispiel 1 verwendeten, wurde in die
abdominale Aorta von Ratten eingepflanzt. Nach drei Wochen
war der Grad der Durchgängigkeit 100%. Aber Gewebekomponenten
wie Fibroblasten wurden fast nicht in die Innenseite der
porösen Wand des künstlichen Blutgefäßes eingeführt und der
Anteil des mit Endothelzellen bedeckten Bereichs der
Innenwand betrug 50%. Nach einem Jahr sank der Grad der
Durchgängigkeit auf 67% und bei den Schläuchen, die eine
Durchgängigkeit aufwiesen, wurden partiell Stenosen
beobachtet.
Vergleichsbeispiel 2
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Auf die Innenseit des gleichen EPTFE-Schlauchs, wie
er im Beispiel 1 verwendet wurde, wurde die gleiche 0,3%ige
GAC-Lösung, wie sie im Beispiel 1 verwendet wurde, im Vakuum
injiziert und mit Glutaraldehyd vernetzt, anschließend wurde
getrocknet. Die als Composit aufgetragene Menge von GAC
betrug 0,2 mg/cm.
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Die innere Oberfläche des Schlauchs wurde mit einem
Rasterelektronenmikroskop beobachtet. Das Composit-GAC
bildete teilweise Häutchen zwischen den Fibrillen von EPTFE,
und eine Unebenheit von 0,5 bis 1 um wurde auf der Oberfläche
gebildet. Einige Teile der Innenwand waren nicht mit GAC
bedeckt. Wenn dieses künstliche Blutgefäß aus Composit-
Material mit einem Krümmungsradius von 5 mm wiederholt
gebogen wurde, wurde GAC leicht abgelöst.
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Jeder von sechs behandelten Schläuchen wurde in die
abdominale Aorta von Ratten eingepflanzt. Nach drei Wochen
war der Grad der Durchgängigkeit auf 67% verringert, der
Anteil des mit Endothelzellen bedeckten Bereichs der
Innenwand betrug in den Schläuchen, die eine Durchgängigkeit
aufwiesen, 85%. Nach einem Jahr sank der Grad der
Durchgängigkeit weiter auf 33% und bei den Schläuchen, die
eine Durchgängigkeit aufwiesen, wurden partiell Stenosen
beobachtet.
Vergleichsbeispiel 3
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Jeder von sechs EPTFE-Schläuchen, welche die gleichen
waren wie die im Beispiel 2 verwendeten, wurden in die
Karotis von Kanichen eingepflanzt. Nach vier Wochen war der
Grad der Durchgängigkeit 100%. Aber Gewebekomponenten wie
Fibroblasten wurden fast nicht in die Innenseite der porösen
Wand des künstlichen Blutgefäßes eingeführt, und der Anteil
des mit Endothelzellen bedeckten Bereichs der Innenwand
betrug 50%. Nach einem Jahr sank der Grad der Durchgängigkeit
auf 33% und bei den Schläuchen, die eine Durchgängigkeit
aufwiesen, wurden partiell Stenosen beobachtet.
Vergleichsbeispiel 4
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Auf die Innenseit des gleichen EPTFE-Schlauchs, wie
er im Beispiel 2 verwendet wurde, wurde die gleiche 0,3%ige
GAC-Lösung, wie sie im Beispiel 1 verwendet wurde, im Vakuum
injiziert und mit Glutaraldehyd vernetzt, anschließend wurde
getrocknet. Die als Composit aufgetragene Menge von GAC
betrug 0,3 mg/cm.
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Die innere Oberfläche des Schlauchs wurde mit einem
Rasterelektronenmikroskop beobachtet. Das Composit-GAC
bildete teilweise Häutchen zwischen den Fibrillen von EPTFE,
und eine Unebenheit von 0,5 bis 1 um wurde auf der Oberfläche
gebildet. Einige Teile der Innenwand waren nicht mit GAC
bedeckt. Wenn dieses künstliche Blutgefäß aus Composit-
Material mit einem Krümmungsradius von 5 mm wiederholt
gebogen wurde, wurde GAC leicht abgelöst.
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Jeder von sechs behandelten Schläuchen wurde in die
Karotis von Kaninchen eingepflanzt. Nach vier Wochen fiel der
Grad des Durchgängigkeit auf 17%.
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Fig. 1 ist eine rasterelektronenmikroskopische
Aufnahme der inneren Oberfläche des künstlichen Blutgefäßes
von Beispiel 1, umfassend EPTFE, an das gelatiniertes
Atelokollagen chemisch gebunden ist.
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Fig. 2 ist eine rasterelektronenmikroskopische
Aufnahme der inneren Oberfläche des konventionellen
künstlichen Blutgefäßes des Vergleichsbeispiels 2, umfassend
EPTFE, das mit gelatiniertem Atelokollagen beschichtet und
unter Verwendung von Glutaraldehyd vernetzt ist.
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Fig. 3 ist eine rasterelektronenmikroskopische
Aufnahme der inneren Oberfläche des unbehandelten künstlichen
EPTFE-Blutgefäßes des Vergleichsbeispiels 1
In dem künstlichen Blutgefäß der vorliegenden
Erfindung war das gelatinierte Atelokollagen dünn und
gleichmäßig als Composit aufgetragen und die Form von EPTFE
wurde vollständig beibehalten, während in dem konventionellen
eine Unebenheit von mehreren um vorhanden war.
Effekte der Erfindung
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Wie oben erklärt wurde, ist die Oberfläche des
künstlichen Blutgefäßes aus Composit-Material der
vorliegenden Erfindung gleichmäßig und stabil mit dem
Material, das die Gewebeinduktions-Funktion durch die
kovalente Bindung ohne Formänderung des porösen synthetischen
polymeren Materials aufweist, als Composit aufgetragen. Daher
wird durch den synergistischen Effekt mit der porösen
Struktur, insbesondere der porösen Struktur von EPTFE, ein
Angfangsthrombus kaum induziert und die Intima wird schnell
gebildet und bleibt über eine lange Zeit stabil.
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Daher ist das künstliche Blutgefäß aus Composit-
Material der vorliegenden Erfindung als Ersatzblutgefäß von
Blutgefäßen mit kleinem Durchmesser, wie Koronararterien,
periphere Arterien und dergleichen verwendbar, bei denen kein
konventionelles Material eine gute Durchgängigkeit erreichen
kann.