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Gebiet der
Erfindung
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Diese Erfindung betrifft das Gebiet
implantierbarer biologischer Prothesen. Bei der vorliegenden Erfindung
handelt es sich um eine elastische biokompatible zwei- oder dreischichtige
Gewebeprothese, die in flachen Blättern oder in Rohren mit unterschiedlichen
lichten Weiten und Dicken ausgeführt werden
kann. Mindestens eine Schicht besteht aus Kollagen oder einem kollagenen
Material. Die vorliegende Erfindung wird allmählich abgebaut und durch die
Wirtszellen biologisch umgestaltet, welche die implantierte Prothese
ersetzen und deren Form annehmen.
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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Jedes Jahr werden in den USA ungefähr 300.000
koronare Bypass-Operationen durchgeführt. Die typische Behandlung
für das
Ersetzen von Arterien mit kleinem Durchmesser bestand für Chirurgen darin,
die eigenen Blutgefäße des Patienten
zu verwenden, für
gewöhnlich
die Vena saphena des Beins. In vielen Fällen ist die Verwendung der
eigenen Blutgefäße des Patienten
jedoch nicht praktikabel, da die Venen entweder beschädigt, erkrankt
oder nicht verfügbar
sind. In diesen Fällen
werden synthetische Materialien verwendet, die jedoch keine zufriedenstellenden
Langzeitergebnisse bringen. Es ist noch immer ein Ziel von Forschern,
Prothesen zu entwickeln, die verwendet werden können, um Säugetiergewebe, insbesondere
Blutgefäße, erfolgreich
zu ersetzen oder zu reparieren,.
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ZUSAMMENFASSUNG
DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung betrifft
eine Prothese, die nach ihrer Implantierung in einen Säugetierwirt,
einem kontrollierten Bioabbau, der mit einem Ersetzen durch entsprechende
lebende Zellen einhergeht, oder einer Neugewebebildung unterliegt,
so dass die ursprüngliche,
implantierte Prothese biologisch durch die Wirtszellen umgestaltet
wird, bevor sie von den Wirtsenzymen digeriert wird. Die Prothese
der vorliegenden Erfindung enthält
mindestens zwei Schichten gemäß der Definition
von Anspruch 1.
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In der bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung weist die zweischichtige Prothese eine
Innenschicht (luminale Schicht), welche eine glatte, thrombose-resistente Oberfläche für die Strömung bereitstellt,
und eine äußere, strukturelle Schicht,
die strukturelle Stabilität
liefert, formbar, halbdurchlässig
und nähbar
ist, auf. In einer anderen bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden
Erfindung weist die Prothese drei Schichten auf: eine Innenschicht
(luminale Schicht), welche als eine glatte, thrombose-resistente
Oberfläche
für die
Strömung
agiert; eine mittlere, strukturelle Schicht, welche strukturelle
Stabilität
liefert, semipermeabel und nähbar
ist; und eine äußere (abluminale)
Schicht. Die äußeren Schichten
der zweischichtigen und der dreischichtigen Prothese verleihen dem
Transplantat mehr Stärke
und ermöglichen
es den Wirtszellen des Patienten, sich an das Transplantat zu heften
und in dieses hinein zu wachsen, wodurch das biologische Umgestalten
erleichtert wird.
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Die Innenschicht kann mit Medikamenten wie
Heparin oder einem anderen geeigneten Wirkstoff/anderen geeigneten
Wirkstoffen behandelt werden, um einen Antithrombose-Effekt zu erzielen.
Die Prothese kann in einen Säugetierwirt
implantiert werden, wo sie einem kontrollierten Bioabbau, der mit
einem Ersetzen durch entsprechende lebende Zellen einhergeht, oder
der Neubildung von Gewebe unterliegt, so dass die ursprüngliche,
implantierte Prothese durch die Wirtszellen biologisch umgestaltet
wird.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER FIGUREN
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1A, 1B und 1C stellen eine schematische Querschnittansicht
der bevorzugten Prothese gemäß der vorliegenden
Erfindung dar.
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2 ist
eine Masson-Trichromfärbung
(10 ×)
einer dreischichtigen Prothese der vorliegenden Erfindung vor dem
Implantieren.
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3 ist
eine Masson-Trichromfärbung
(25 ×)
einer dreischichtigen Prothese der vorliegenden Erfindung vor dem
Implantieren.
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4 ist
eine Masson-Trichromfärbung
(10 ×)
der proximalen Anastomose einer dreischichtigen Prothese der vorliegenden
Erfindung, die als eine Hundeoberschenkel-Interpositionsprothese (256 Tage) implantiert
wurde.
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5 ist
eine Masson-Trichromfärbung
(10 ×)
der proximalen Anastomose eines e-PTFE-Transplantats, das als eine Hundeoberschenkel-Interpositionsprothese
(256 Tage) implantiert wurde.
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6 ist
eine Masson-Trichromfärbung
(25 ×)
der proximalen Anastomose einer dreischichtigen Prothese der vorliegenden
Erfindung, die als eine Hundeoberschenkel-Interpositionsprothese (256 Tage) implantiert
wurde.
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7 ist
eine Masson-Trichromfärbung
(25 ×)
der proximalen Anastomose eines e-PTFE-Transplantats, das als eine Hundeoberschenkel-Interpositionsprothese
(256 Tage) implantiert wurde.
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8 ist
eine Elastika-Färbung
nach Verhoeff (10 ×)
der proximalen Anastomose einer dreischichtigen Prothese der vorliegenden
Erfindung, die als eine Hundeoberschenkel-Interpositionsprothese (256 Tage) implantiert
wurde.
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9 ist
eine Elastika-Färbung
nach Verhoeff (10 ×)
der proximalen Anastomose eines e-PTFE-Transplantats, das als eine
Hundeoberschenkel-Interpositionsprothese (256 Tage) implantiert
wurde.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung betrifft
Prothesen, welche nach ihrer Implantierung in einen Säugetierwirt
als ein funktionierender Ersatz für einen Körperteil oder eine Gewebestruktur
dienen und einem kontrollierten Bioabbau unterliegen, der mit einem
biologischen Umgestalten durch die Wirtszellen einhergeht. Die Prothese
der vorliegenden Erfindung weist somit in ihren verschiedenen Ausführungsformen zwei
Eigenschaften auf: Erstens wirkt sie als ein Ersatzkörperteil
und zweitens wirkt sie, während
sie noch immer als ein Ersatzkörperteil
wirkt, als eine Schablone für
biologisches Umgestalten für
den Einwuchs von Wirtszellen.
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Wenn die Prothese der vorliegenden
Erfindung als Ersatzkörperteil
wirkt, wird sie vorzugsweise als ein vaskuläres Transplantat verwendet.
Die Prothese in Form eines vaskulären Transplantats kann röhrenförmig oder
flach sein. Röhrenförmige Transplantate
werden als eine Leitung verwendet, um Arterien oder Venen zu umgehen
oder zu ersetzen. Wenn die Prothese in Form von flachen Blättern gebildet
wird, kann sie als vaskuläres
oder intrakardiales Lappentransplantat verwendet werden. Außerdem kann
die Prothese implantiert werden, um erkrankte oder beschädigte Organe
zu ersetzen, einschließlich
der Speiseröhre,
des Dünndarms,
des Dickdarms, der Harnröhre
und der Eileiter. Diese Organe weisen alle eine grundsätzliche
röhrenförmige Gestalt
mit einer Außenfläche und
einer luminalen Fläche
auf. Ferner kann die Prothese als eine Leitung für Nerven-Neuwachstum und Regeneration
verwendet werden.
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Die Prothese der vorliegenden Erfindung weist
erhöhte
Elastizitätseigenschaften
oder „Aufspring-" oder „Rückspring"-Eigenschaften auf.
Rückspring-Eigenschaften
sind für
Anwendungen wie vaskuläre
Rohre oder Lappen wichtig.
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Die zweite Funktion der Prothese
besteht darin, dass sie als Modell für biologisches Umgestalten dient. „Biologisches
Umgestalten" bedeutet
im vorliegenden Dokument die Erzeugung von strukturellem Kollagen,
Vaskularisierung und Epithelialisierung durch den Einwuchs von Wirtszellen
mit einer Geschwindigkeit, die größer ist als der Verlust biomechanischer
Festigkeit der implantierten Prothese aufgrund von Bioabbau durch
die Wirtsenzyme. Die Prothese behält die bestimmten Eigenschaften
der ursprünglich
implantierten Prothese bei, während
sie durch den Körper
in das gesamte oder im Wesentlichen gesamte „Selbst" umgestaltet wird, und als solches als
eine funktionierende Gewebestruktur funktionell ist.
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Die Prothese wird aus mindestens
zwei Schichten wie in Anspruch 1 definiert hergestellt.
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Die mechanische Integrität bedeutet,
dass die Prothese während
des biologischen Umgestaltens nicht-dilatierend und nicht-aneurysmatisch
und zusätzlich
formbar und nähbar
ist. Der Begriff „formbar" bedeutet gute Handhabungseigenschaften.
Der Begriff „nähbar" bedeutet, dass die
mechanischen Eigenschaften der Schicht eine Naht-Retention einschließen, welche
es Nadeln und Nähmaterial
erlaubt, zum Zeitpunkt des Nähens
der Prothese an Abschnitte eines natürlichen Gefäßes durch die Prothese hindurch
zu gehen, wobei dieses Verfahren als Anastomose bekannt ist. Während des
Nähens
dürfen
solche vaskulären
(Blutgefäße) Transplantate nicht
in Folge von Zugkräften
reißen,
die durch die Naht auf sie ausgeübt
werden, noch sollten sie reißen,
wenn die Naht geknotet wird. Die Nähbarkeit von vaskulären Transplantaten,
d. h. die Fähigkeit von
Transplantaten, dem Reißen
während
des Nähens
zu widerstehen, steht mit der intrinsischen mechanischen Festigkeit
des Prothesematerials, der Dicke des Transplantats, der Spannung,
die auf die Naht ausgeübt
wird, und der Geschwindigkeit in Zusammenhang, mit welcher der Knoten
zusammengezogen wird.
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Die Prothese der vorliegenden Erfindung
betrifft insbesondere die Verwendung als Bypass oder Ersatz von
Blutgefäßen mit
kleinem Durchmesser im Wirtspatienten. So wie hierin verwendet und
von den Fachleuten verstanden, ist ein Rohr mit kleinem Durchmesser
kleiner als 6 mm, typischerweise um 3 bis 4 mm. Ein Rohr mit einem
mittleren Durchmesser liegt zwischen 6 bis 12 mm. Ein Rohr mit einem
großen
Durchmesser ist größer als
12 mm. Zum Beispiel sind die verschiedenen vaskulären Durchmessergrößen bei
erwachsenen Menschen wie folgt: der Durchmesser von Aortengefäßen liegt
bei 12 bis 22 mm; der Durchmesser der Hüftvene liegt bei 8 bis 12 mm; der
Durchmesser der oberflächlichen Oberschenkelvene
liegt bei 6 mm. Oberhalb des Knies ist die Oberschenkelvene 6 mm; über das
Knie ist die Oberschenkelvene 4 bis 6 mm.
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Die Kombination der zwei Schichten
der Prothese der vorliegenden Erfindung wirkt, wenn sie als ein
röhrenförmiges vaskuläres Transplantat
verwendet wird, vorteilhafterweise dadurch, dass sie durch die Kombination
einer glatten thrombose-resistenten Oberfläche für die Strömung auf der inneren (luminalen)
kollagenen Schicht mit der strukturellen Schicht – zusätzlich zu
ihren anderen Eigenschaften – hilft
ein luminales Kriechen zu vermeiden, d. h. den nominellen Durchmesser
aufrecht zu erhalten. Dilatationsversagen (oder aneurysmatisches
Versagen) tritt auf, wenn der pulsatile Druck und die pulsatilen
Kräfte
die Fähigkeit
des Transplantats, einem Anstieg des Durchmessers zu widerstehen, übersteigen.
Eine Dilatation oder aneurysmatische Bildung ist ein Anstieg des
Durchmessers über
den nominellen Durchmesser hinaus. Dazu kommt es sowohl in der Prothese als
auch in atherosklerotischen Arterien. So wie hierin verwendet, bedeutet
der Begriff „nicht-dilatierend", dass die biomechanischen
Eigenschaften der Prothese Haltbarkeit verleihen, so dass der Durchmesser
der Prothese nach dem Implantieren nicht über normale Grenzen hinaus
gestreckt, gedehnt oder erweitert wird. Wie unten beschrieben, liegt
die Gesamtdilatation der implantierten Prothese der vorliegenden
Erfindung innerhalb annehmbarer Grenzen. Die Prothese der vorliegenden
Erfindung erwirbt eine Dilatationsfestigkeit als eine Funktion von
zellulärer biologischer
Umgestaltung nach der Implantation durch Ersatz des strukturellen
Kollagens mittels Wirtszellen mit einer Geschwindigkeit, die schneller ist
als der Verlust der mechanischen Festigkeit der implantierten Materialien
aufgrund von Bioabbau und Umgestaltung.
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Verschiedene röhrenförmige Konfigurationen werden
durch diese Prothese verkörpert,
wie dies in den 1A, 1B und 1C gezeigt ist. 1A zeigt eine zweischichtige Prothese
mit einer äußeren kollagenen
Schicht und einer inneren strukturellen Schicht. 1B zeigt eine Prothese mit drei Schichten:
eine innere und eine äußere, kollagene
Schicht und eine mittlere, strukturelle Schicht. 1C zeigt eine zweischichtige Prothese
mit einer inneren kollagenen Schicht und einer äußeren, strukturellen Schicht.
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Jede dieser verschiedenen Ausführungsformen
hat Eignung für
bestimmte Transplantatersatzvorgänge.
Die zweischichtige Prothese, die in 1A dargestellt
ist, mit einer äußeren, kollagenen Schicht
und der inneren strukturellen Schicht ist als Ersatz für Gefäße oder
hohle Organe brauchbar, die eine weniger glatte innere oder luminale
Oberfläche tolerieren
können,
wie Speiseröhre,
Dünndarm,
Dickdarm, Harnröhre
oder Eileiter. Die äußere, kollagene Schicht
verleiht dem Transplantat zusätzliche
Kraft und ermöglicht
es den Zellen des Wirts, sich an das Transplantat zu heften, wodurch
ein Einwuchs in das Transplantat ermöglicht wird. Im Gegensatz dazu sind
die Prothesen, die in 1B und
in 1C gezeigt werden,
mit einer inneren, glatten kollagenen Schicht als Ersatz für Blutgefäße brauchbar.
Die innere kollagene Schicht wirkt als eine glatte Oberfläche für die Strömung.
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Die strukturelle Schicht wird aus
biologischumgestaltbarem Kollagen oder kollagenen Materialien hergestellt.
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In der bevorzugten Ausführungsform
wird kollagenes Material aus kollagenen Teilen von Gewebe aus dem
Säugetierkörper zur
Herstellung dieser Schicht verwendet. Dieses Gewebe schließt, ohne darauf
beschränkt
zu sein, Dünndarm,
Oberschenkelfaszie oder Dura mater ein. Das bevorzugteste Material
zur Verwendung als strukturelle Schicht ist die Schicht der Tunica
submucosa des Dünndarms, die
hierin als „Darmkollagenschicht" bezeichnet wird. So
wie hierin verwendet, weist die strukturelle Schicht typischerweise
eine Dicke zwischen ungefähr
50 μm bis
ungefähr
150 μm auf,
bevorzugter zwischen ungefähr
75 μm bis
ungefähr
125 μm.
Diese Abmessungen gelten für
eine Darmkollagenschicht nach mechanischem Reinigen, aber vor der
Tubulation, durch Hitzeschweißen
und Vernetzung, wie unten beschrieben; sowohl das mechanische Reinigen
als auch das Hitzeschweißen
führen
zu einer deutlichen Reduktion der „scheinbaren" Dicke der Darmkollagenschicht.
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Das kollagene Material geweblicher
Herkunft, das zu Bildung der strukturellen Schicht verwendet wird,
kann quer vernetzt werden, um der Struktur Festigkeit zu verleihen.
Das Quervernetzen von kollagenem Material verleiht dem Material
auch etwas Steife, um die Handhabungseigenschaften zu verbessern.
Zusätzlich
ergibt das Quervernetzen von kollagenem Material auf einem Dorn
ein Rohr mit einem gleichmäßigeren
Durchmesser als wenn das Material nicht quervernetzt worden wäre. Dies
minimiert das Thromboserisiko, welches verstärkt werden kann, wenn die Geometrie
des Blutgefäßes Diskontinuität aufweist.
Quervernetzungsmittel sollten so ausgewählt werden, dass sie ein biokompatibles Material
erzeugen, das von den Wirtszellen biologisch umgestaltet werden
kann. Verschiedene Arten von Quervernetzungsmitteln sind bekannt
und können
verwendet werden; dies wird unten bei der bevorzugten Ausführungsform
besprochen. Ein bevorzugtes Quervernetzungsmittel ist 1-Ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)carbodiimid-hydrochlorid
(EDC). Es gibt bestimmte Quervernetzungsmittel, die auf der Prothese
der vorliegenden Erfindung nicht verwendet werden können, da
sie ein quervernetztes Material erzeugen, das ein biologisches Umgestalten
durch Wirtszellen nicht durchmachen wird.
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Glutaraldehyd zum Beispiel ist für das Quervernetzen
mit der vorliegenden Erfindung nicht brauchbar, da der Rest des
Glutaraldehydmonomers und niedrigere molekulare Polymere cytotoxisch sind.
Daher würde
dieser einen Zelleinwuchs und biologisches Umgestalteten verhindern.
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Die strukturelle Schicht, die mit
biologisch umgestaltbarem Kollagen oder kollagenen Materialien hergestellt
wird, wie die Darmkollagenschicht, ist „halbdurchlässig", das heißt sie erlaubt
den Einwuchs von Wirtszellen für
das Umgestalten oder für die
Ablagerung der kollagenen Schicht, wie unten beschrieben. Quervernetzen
der Darmkollagenschicht macht das Material relativ geringer durchlässig, wie durch
Wasserporositätsprüfung gemessen.
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Die andere Schicht der Prothese ist
die kollagene Schicht, deren Funktion darin besteht, als eine glatte
Oberfläche
für die
Strömung
zu agieren, wofür auch
immer sie verwendet wird. Wenn sie als die innere, luminale Schicht
der Prothese verwendet wird, besteht ihre Funktion darin, eine glatte
Kontaktoberfläche
bereitzustellen, insbesondere eine Kontaktoberfläche für die Blutströmung.
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Diese glatte kollagene Schicht wird
aus mittels Säure
extrahiertem faserigem oder nichtfaserigem Kollagen hergestellt,
das überwiegend Typ-I-Kollagen
sein kann, aber es kann auch Typ-3 oder Typ-4-Kollagen oder beides
einschließen.
Das verwendete Kollagen kann aus einer beliebigen Anzahl von Säugetierquellen
gewonnen werden, typischerweise aus Rinder-, Schweine- oder Schafhaut und
-sehnen. Das Kollagen wurde durch Säureextraktion verarbeitet,
um eine faserige Dispersion oder ein Gel hoher Reinheit zu ergeben.
Kollagen kann mittels Säure
aus der Kollagenquelle unter Verwendung einer schwachen Säure wie
Essig-, Zitronen- oder Ameisensäure
extrahiert werden. Sobald es in Lösung extrahiert ist, kann das
Kollagen unter Verwendung von NaCl salzgefällt und unter Verwendung von
Standardtechniken, wie Zentrifugation oder Filtrierung, rückgewonnen
werden. Details über
mittels Säure
extrahiertes Kollagen werden zum Beispiel in U.S. 5,106,949 beschrieben.
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Kollagendispersionen oder Gels zur
Verwendung in der vorliegenden Erfindung weisen im Allgemeinen eine
Konzentration von ungefähr
1 bis 10 mg/ml, vorzugsweise von ungefähr 2 bis 6 mg/ml und am bevorzugtesten
von ungefähr
2 bis 4 mg/ml und einen pH-Wert
von ungefähr
2 bis 4 auf. Ein bevorzugtes Lösemittel
für das
Kollagen ist verdünnte
Essigsäure,
zum Beispiel ungefähr
0,05 bis 0,1%. Andere herkömmliche
Lösemittel
für Kollagen
können verwendet
werden, sofern solche Lösemittel
kompatibel sind.
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Zusätzlich kann die kollagene Schicht
in einer anderen Ausführungsform
der Erfindung mechanisch geschnittene oder geschnitzelte Kollagenfasern
einschließen.
Die geschnitzelten Kollagenfasern verbessern die Rückspring-Leistung
der kollagenen Schicht.
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Die geschnitzelten Fasern können zur
Kollagenlösung
hinzugefügt
werden, die für
die Bildung von mittels Säure
extrahiertem Kollagengel verwendet wird. Die Eigenschaften des Konstruktes,
das die Fasern enthält,
kann durch Variationen in der Länge und
des Durchmessers der Faser, Variationen in Bezug auf die Proportion
der verwendeten Faser und teilweise durch Quervernetzen von Fasern
variiert werden. Die Länge
der Fasern kann von 5 cm bis 5,0 cm reichen und wird typischerweise
in einer Konzentration von 5 bis 60 in das Kollagengel aufgenommen.
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In einer anderen Ausführungsform
der Erfindung kann die Bildung der inneren oder äußeren kollagenen Schicht zuvor
gebildete Kollagenfäden
enthalten. Zum Beispiel könnte
eine Spirale oder eine Litze eines Kollagenfadens mit Mikron-Durchmesser als
Teil der Bildung der Kollagen-Innenschicht aufgenommen werden. Die
Größe des Durchmessers
der Spirale oder der Litze des Kollagenfadens kann von 25 bis 50 μm reichen,
vorzugsweise von 25 bis 40 μm.
Somit können
die Eigenschaften der Kollagenschicht durch die Geometrie des Fadens,
der für
die Verstärkung
verwendet wird, variiert werden. Die Funktionalität des Designs
hängt von
der Geometrie des Geflechts oder der Verdrehung ab. Vieles davon wirkt
sich auch auf die physikalischen Eigenschaften (d. h. Compliance,
radiale Stärke,
Knickfestigkeit, Naht-Retention) aus. Die physikalischen Eigenschaften
des Fadens können
auch durch Quervernetzen variiert werden.
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Ein Teil oder alle der verwendeten
Fasern können
polylaktische Säure
sein. Die physikalischen Eigenschaften und die Abbaueigenschaften
der Milchsäurefasern
selbst können
durch Variieren des Molekulargewichts beeinflußt werden, so wie durch die
Verwendung von D- oder L-Trauben- oder einer Mischung von D/L-Formen
von Milchsäure.
Es könnten
auch andere Fasern verwendet werden, die aus abbaubaren Polymeren
hergestellt werden, wie Polyglycolsäure, Caprolacaton und Polydioxinon.
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Zweischichtige röhrenförmige Prothese
mit kleinem Durchmesser: Herstellungsverfahren
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Um die Prothese der vorliegenden
Erfindung weiter zu beschreiben, wird das Verfahren der Herstellung
einer zweischichtigen röhrenförmigen Prothese
mit kleinem Durchmesser unten im Detail beschrieben. Die beschriebene
zweischichtige Prothese weist eine innere (luminale) Oberfläche auf,
die aus mittels Säure
extrahiertem faserigem Kollagen besteht, und eine äußere (abluminale)
strukturelle Schicht, welche aus Tunica submucosa aus dem Dünndarm eines
Säugetiers
besteht. Eine flache Prothese kann in ähnlicher Weise mit den beschriebenen Verfahren
hergestellt werden, indem eine flache Form anstatt eines Dorns verwendet
wird, um die Prothese zu erzeugen.
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1. Herstellung
der strukturellen Schicht
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Die Submucosa, oder die Darmkollagenschicht,
aus einer Säugetierquelle,
typischerweise aus Schweinen, Kühen
oder Schafen, wird mechanisch gereinigt, indem das Rohmaterial zwischen
einander gegenüber
liegenden Walzen gequetscht wird, um die muskulären Schichten (Tunica muscularis) und
die Mucosa (Tunica mucosa) zu entfernen. Die Tunica submucosa des
Dünndarms
ist härter
und steifer als das umliegende Gewebe, wobei die Walzen die weicheren
Bestandteile aus der Submucosa quetschen. Da die mechanisch gereinigte
Submucosa einige verborgene, visuell nicht offensichtliche Schäden aufweisen
kann, welche sich auf die Konsistenz der mechanischen Eigenschaften
auswirken, kann die Submucosa chemisch gereinigt werden, um von
Kollagen verschiedene Substanzen zu entfernen, zum Beispiel durch
Einweichen in Pufferlösungen
bei 4°C,
ohne die Verwendung von Reinigungsmitteln wie Triton oder SDS oder
durch Einweichen mit NaOH oder Trypsin oder durch andere bekannte Reinigungstechniken.
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Nach dem Reinigen sollte die Darmkollagenschicht
(ICL) sterilisiert werden, vorzugsweise durch Verwendung von verdünnten Peroxiessigsäurelösungen,
so wie in der US-Patentanmeldung mit der Seriennummer 08/177,618
beschrieben. Andere Sterilisationssysteme zur Verwendung mit Kollagen
sind auf dem Fachgebiet bekannt und können verwendet werden.
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Die ICL kann durch verschiedene alternative Mittel
oder Kombinationen davon zu Rohren geformt werden. Das ICL-Material
kann entweder in der normalen oder der umgewendeten Position zu
einem Rohr geformt werden, wobei die umgewendete Position bevorzugt
wird. Das Rohr kann mechanisch durch Nähen erzeugt werden, wobei abwechselnde Knotenstiche
mit geeignetem Nähmaterial
verwendet werden. Der Knotenstich ist vorteilhaft, weil er es ermöglicht,
dass das Rohr vom Chirurgen zum Zeitpunkt der Implantierung ohne
Ausfaserung gestutzt und geformt wird. Andere Verfahren zum Nähen der Submucosa
können
Klebebondieren wie die Verwendung von faserbasierenden Klebemitteln
oder industriellen Klebemitteln wie Polyurethan, Vinylacetat oder
Polyepoxy einschließen.
Heißverbindungs-Techniken
können
ebenfalls verwendet werden, einschließlich Hitzeschweißen oder
Laserschweißen
der Naht, gefolgt von Abschrecken, um die Seiten des so gebildeten
Rohrs zu dichten. Andere mechanische Mittel sind möglich, wie
das Verwenden von Blindnieten oder Klammern. Mit Hilfe dieser Tubulationstechniken
können
die Enden der Seiten entweder am Ende aneinander stoßend oder überlappend
sein. Wenn die Seiten überlappend
sind, kann die Naht zurechtgeschnitten werden, sobald das Rohr gebildet
ist. Außerdem
erfolgen diese Tubulationstechniken typischerweise auf einem Dorn, um
den gewünschten
Durchmesser zu bestimmen.
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Das auf diese Weise gebildete strukturelle Rohr
kann auf einem Dorn oder einer anderen geeigneten Spindel für weitere
Verarbeitung behalten werden. Um die Geschwindigkeiten des Bioabbaus
zu kontrollieren und somit die Geschwindigkeit der Abnahme der Prothesenstärke während des
biologischen Umgestaltens, ist die Prothese bevorzugt quervernetzt,
unter Verwendung eines geeigneten Quervernetzungsmittels wie 1-Ethyl-3-3(dimethylaminopropyl)carbodiimid-hydrochlorid
(EDC). Das Quervernetzen der Prothese hilft auch bei der Vermeidung
von luminalem Kriechen, bei der Beibehaltung eines gleichmäßigen Rohrdurchmessers
und beim Erhöhen
der Bruchfestigkeit. Es wird angenommen, dass das Quervernetzen
der Darmkollagenschicht auch die Nahtretentionskraft verbessert,
indem der Widerstand gegenüber
einer Rissausbreitung verbessert wird.
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2. Ablagerung
von kollagener Schichtkollagenen Schichten
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Rinderkollagen kann auf der Innenfläche der Submucosa
abgelagert werden, wie in Beispiel 5 der US-Patentanmeldung 07/505,678
beschrieben. Kurz gesagt, wird die strukturelle Darmkollagenschicht
an einem Ende durch Luer-Fittings abgeschlossen, und die Kollagendispersion
füllt das
Rohr. Dieser Schritt kann auch wie in der oben angeführten Patentanmeldung
beschrieben ausgeführt
werden, indem eine hydrostatische Druckhöhe verwendet wird. Die Kollagen-Innenschicht
kann auch abgelagert werden, indem Kollagen in beide Enden des Rohrs
gleichzeitig hineingegossen wird. Das Rohr wird dann in ein Bad von
20%-igem Polyethylenglycol (PEG) in isotonischer phosphatgepufferter
Salzlösung
(PBS) mit einem pH-Wert von 7 platziert. Der osmotische Gradient
zwischen der internen Kollagenlösung
und der äußeren PEG-Lösung verursacht
in Kombination eine gleichzeitige Konzentration und Ablagerung des Kollagens
entlang des Lumens der Wand der internen strukturellen Schicht.
Das Rohr wird dann aus dem PEG-Bad entfernt, und ein Glasstab mit
einem gewünschten
Durchmesser des Prothese-Lumens wird in die Kollagenlösung eingefügt. Danach
wird die Prothese trocknen gelassen. Das Rohr wird in PBS rehydriert.
Dieses Verfahren ermöglicht
es der kollagenen Schicht, leichte Unregelmäßigkeiten in der strukturellen
Darmschicht auszufüllen,
was zu einer Prothese mit gleichmäßiger Dicke führt.
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Das Verfahren erleichtert auch das
Binden des Kollagengels an die Darmkollagenschicht. Eine kollagene
Schicht mit unterschiedlicher Dicke und Dichte kann erzeugt werden,
indem die Ablagerungsbedingungen, die durch routinemäßige Parameteränderungen
bestimmt werden können,
verändert
werden. Dasselbe Verfahren kann angewendet werden, um das Kollagen
auf die Außenfläche der
Submucosa aufzutragen, um eine dreischichtige Prothese zu erzeugen.
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3. Behandlung der inneren
kollagenen Schicht
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Das Prothesekonstrukt ist in Blutgefäßersetzungen
mit kleinem Durchmesser thrombogen. Es kann nur in vaskulären Anwendungen
in Blutgefäßen mit
hoher Strömung
(großem
Durchmesser) verwendet werden. Daher muss die Prothese nicht-thrombogen
gemacht werden, um für
die Reparatur oder das Ersetzen von Blutgefäßen mit kleinem Durchmesser nützlich zu
sein.
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Heparin kann mit Hilfe einer Reihe
wohl bekannter Techniken auf die Prothese aufgetragen werden. Zur
Veranschaulichung kann Heparin auf die folgenden drei Arten auf
die Prothese aufgetragen werden. Zuerst kann eine Benzalkoniumheparin (BA-Hep)-Lösung auf
die Prothese aufgetragen werden, indem die Prothese in die Lösung eingetaucht und
danach luftgetrocknet wird. Dieses Verfahren behandelt das Kollagen
mit einem ionisch gebundenen BA-Hep-Komplex. Zweitens kann EDC verwendet werden,
um das Heparin zu aktivieren und danach das Heparin kovalent an
die Kollagenfaser zu binden. Drittens kann EDC verwendet werden,
um das Kollagen zu aktivieren und danach Protamin kovalent an das
Kollagen zu binden und danach Heparin ionisch an das Protamin zu
binden. Viele andere Verfahren der Heparinbeschichtung, des Heparinbindens
und Heparinanheftens sind auf dem Fachgebiet wohl bekannt und könnten auch
verwendet werden.
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Die Innenschicht kann zusätzlich zu
Heparin mit Medikamenten behandelt werden. Zu den Medikamenten können zum
Beispiel Wachstumsfaktoren zählen,
um die Vaskularisierung und Epithelialisierung zu fördern, wie
zum Beispiel ein Makrophagen-abgeleiteter
Wachstumsfaktor (MDGF), Plättchen-abgeleiteter
Wachstumsfaktor (PDGF), Endothelialzellen-abgeleiteter Wachstumsfaktor (ECDGF);
Antibiotika zur Bekämpfung
von potentiellen Infektionen, die vom chirurgischen Implantat herrühren; oder
Nervenwachstumsfaktoren, die in die innere kollagene Schicht aufgenommen
werden, wenn die Prothese als eine Leitung für Nervenregeneration verwendet
wird. Die Behandlung der abluminalen (äußeren) Schicht kann auch in
einer Weise erfolgen, die jener für die luminale (innere) Schicht ähnelt.
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4. Zelleinwuchserleichterung
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Falls die strukturelle Schicht aus
ICL besteht, die quervernetzt ist, kann die vollständige zwei-
oder dreischichtige Prothese unter Verwendung eines Excimer-Lasers
mit KrF- oder XeF-Wellenlängen
lasergebohrt werden, um Poren in Mikrongröße durch die gesamte Prothese
zu schaffen, um den Zelleinwuchs zu fördern. Die Porengröße kann
von 20 bis 100 μm variieren,
liegt aber vorzugsweise bei ungefähr 30 bis 60 μm, und die
Beabstandung kann variieren, wobei jedoch ungefähr 500 μm bezogen auf das Zentrum bevorzugt
werden.
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5. Sterilisierung
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Das vollständige Transplantat wird dann
sterilisiert. Das bevorzugte Verfahren besteht darin, Peroxiessigsäure zu verwenden,
so wie in der US-Patentanmeldung mit der Seriennummer 08/177,618 beschrieben.
Die Sterilisierung kann auch erfolgen, indem die Prothese einer
Gammabestrahlungsbehandlung (60Co) von 10,0
bis 25,0 kGy unterzogen wird. Die Bestrahlungsdosis eliminiert alle
Mikroorganismen ohne sich negativ auf die biomechanischen Eigenschaften
der Prothese auszuwirken.
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Prothese-Teststandards
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Verschiedene Test-, Analyse- und
Leistungsparameter wurden im Laufe der Jahre für vaskuläre Transplantatprothesen entwickelt
und können
von Fachleuten verwendet werden, um die Protheseeigenschaften zu
bewerten. Diese Verfahren werden in Abbott et al., „Evaluation
and performance standards for arterial prostheses," Journal of Vascular
Surgery, Band 17, Seiten 746–756
(1993) und im „American National
Standard for Vascular Graft Prostheses," American National Standards Institute
(1986) detailliert beschrieben.
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Die folgenden Beispiele liefern eine
nähere Beschreibung
der Materialien und Verfahren, die bei der Umsetzung der Erfindung
zur Anwendung kommen.
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BEISPIELE
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Beispiel 1
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Zwei- und
dreischichtige röhrenförmige Prothese
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Der Dünndarm eines Schweins wurde
geerntet und mechanisch abgezogen, so dass die Tunica submucosa
von der Tunica muscularis und dem luminalen Teil der Tunica mucosa
des Abschnitts des Dünndarms
delaminiert wird. (Bei der Maschine handelte es sich um eine Abzieh-,
Zerkleinerungsmaschine für
die mechanische Entfernung der Mucosa- und Muscularis-Schichten
von den Submucosa-Schichten unter Verwendung einer Kombination aus
mechanischer Aktion (Zerkleinern) und Waschen mit heißem Wasser).
Dies erfolgte, indem der intakte Darm durch eine Serie von Walzen
geführt
wurde, die aufeinanderfolgende Schichten abziehen. Die Darmschicht
wurde maschinell gereinigt, so dass nur die Submucosa-Schicht übrig bleibt.
Die Submucosa wurde mit 0,1% Peroxiessigsäure 18 Stunden lang bei 4°C dekontaminiert
oder sterilisiert und dann nach der Peroxiessigsäurebehandlung gewaschen.
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Die maschinell gereinigte Darmkollagenschicht
(ICL) wurde auf einen Rahmen angebracht und gestreckt, so dass sie
sowohl radial als auch längsseitig
unter leichter Spannung stand. Grobe laufende Heftstiche (6-0 Novafil®)
wurden angewendet, um ein Rohr mit einem kleinen Durchmesser zu
bilden, wobei die Submucosa in einer umgewendeten Position war.
Das gestreckte ICL-Gewebe wurde in zwei Hälften geschnitten, um zu überlappen
und Klappen zu bilden. Es wurde eine feine Naht durch beide ICL-Schichten
mit Hilfe von 6-0 Novafil®-Nahtmaterial unter Verwendung
eines alternierenden Knotenstichs gebildet, so dass ein endgültiger Innendurchmesser
von 4,5 mm erhalten wurde. Danach wurden die Klappen entfernt. Das
ICL-Rohr mit kleinem Durchmesser, das als die strukturelle Schicht verwendet
wurde, wurde auf einen 4,5 mm Glasstab platziert und mit 100 mmol
EDC (Pierce) 18 Stunden lang bei Raumtemperatur quervernetzt.
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Die maschinell gereinigte Darmkollagenschicht
(ICL) wurde in vollständig
hydriertem Zustand auf einem Dorn angebracht und herumgewickelt,
so dass sich die Enden überlappten.
Der mit ICL umwickelte Dorn wurde 15 Minuten lang in einer feuchten Atmosphäre auf 62°C plus oder
minus 10°C
erhitzt, gefolgt von 5 Minuten langem Abschrecken bei 4°C in eisiger
wässeriger
Lösung.
Die zum Rohr geformte ICL wurde danach 6 bis 18 Stunden lang mit
EDC quervernetzt, gespült
und vom Dorn entfernt.
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Polycarbonat-Haken (Luer-Lock-Anschlüsse, die
an einem Ende trichterförmig
sind) wurden an jedem Ende des Rohrs dicht angebracht, und danach wurde
das Rohr horizontal in eine Ablagerungs-Fixiervorrichtung platziert.
Ein 15-ml-Behälter
mit 2,5 mg/ml mittels Säure
extrahiertem faserigem Kollagen, als „dichtes faseriges Kollagen" („DFC") bezeichnet (US-Patentanmeldung mit
der Seriennummer 07/772,579), mit einer hydrostatischen Druckhöhe von 150
mmHg (für
5 Fuß)
wurde über
den Haken angebracht. (Der Druck hängt von der Höhe des Kollagenbehälters ab).
Dem Kollagen wurde ermöglicht, das
Lumen des ICL-Rohrs zu füllen,
und danach wurde es 16 Stunden lang bei 4°C in ein Rührbad von 20% MW 8000 Polyethylenglycol
(Sigma Chemical Co.) gegeben. Danach wurde die Vorrichtung abgebaut.
Um die lichte Weite zu fixieren, wurde ein Glasstab mit einem Durchmesser
von 4 mm in das kollagengefüllte
ICL-Rohr platziert. Danach wurde der Prothese ermöglicht,
18 Stunden bei 4°C
zu trocknen.
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Eine Schicht von mittels Säure extrahiertem faserigem
Kollagen wurde 6 Stunden lang auf einen porösen Keramikdorn mit einem Durchmesser
von 4,0 mm abgelagert, so wie in Beispiel 4 der US-Patentanmeldung
07/505,678 beschrieben, und bei 4°C dehydriert.
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Wie oben beschrieben, wurde das ICL-Rohr über dem
getrockneten Kollagen platziert und eine zweite Schicht von dichtem
faserigem Kollagen (DFC), wie oben beschrieben, wurde 18 Stunden lang
auf die Außenseite
(abluminale Seite) der ICL aufgetragen.
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Poren wurden in ICL/DFC oder DFC/ICL/DFC
unter Verwendung eines Excimer-Lasers
mit KrF- oder XeF-Wellenlängen
gebohrt. Die Porengröße lag bei
ungefähr
50 μm und
der Zentrumsabstand bei 500 Mikron.
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Das Konstrukt wurde 6 Stunden lang
in 4°C 1M
PBS rehydriert. Die Prothese wurde durch Anwendung von Benzalkoniumheparin
in Isopropranol behandelt. Die Sterilisierung erfolgte mit 0,1%
Peroxiessigsäure
18 Stunden lang bei 4°C.
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Die Prothese wurde verpackt und mit
10,0 bis 25,0 kGy Gammabestrahlung (60Co)
sterilisiert. (Die Prothese kann auch trocken versendet und vor der
Implantierung in Salzlösung
rehydriert werden).
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Beispiel 2
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Umgestalten des Kollagentransplantats
Langzeit- Implantathistologie
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Dreischichtige Prothesen wurden in
die infra-renale Aorta von Kaninchen mit Hilfe von standardmäßigen chirurgischen
Techniken implantiert. Prolin 7-0 wurde verwendet, um Ende- zu-Ende-Anatomosen
zu den benachbarten Arterien herzustellen. Die Transplantate wiesen
eine Länge
von 1,5 cm und einen Durchmesser von 3 mm auf. Es wurden keine Anti-Plättchen-Medikation
nach der Operation verabreicht.
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Nach der Druckperfusion mit McDowells-Trump-Fixiermitteln
wurden die Transplantate explantiert und einer Licht- und Elektronenmikroskopie
unterzogen. Proben von Implantaten mit 40, 60, 90, 120 und 180 Tagen
waren verfügbar.
Die Materialien wurden mit H/E, Elastika-Färbung nach Von Gieson, Masson-Trichrom-Färbung, g-Actin-,
Faktor-VIII- und
Ram-11 (Makrophage)-Färbungen
und polarisierter Mikroskopie untersucht. Qualitative morphometrische
Vergleiche wurden mit gefärbten nicht-implantierten
Retentionsproben durchgeführt.
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Histologische Bewertungen ergaben,
dass das Transplantat rasch von Wirtszellen durchdrungen wurde.
Das luminale Kollagen wurde resorbiert und mit der Erzeugung von
neuem Kollagen durch Wirtsmyofibroblaste umgestaltet. Die ICL wurde rasch
durchdrungen, von Wirtszellen repopuliert und umgestaltet. Endothelialzellen
wurden auf der luminalen Oberfläche
der Prothese nachgewiesen.
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Nach 30 Tagen wurden große Mengen
an mononuklearen entzündlichen
Zellen sowohl auf der luminalen als auch der abluminalen Oberfläche des Kollagens
festgestellt. Bescheidene Mengen an Ram-11 positiv färbenden
Makrophagen wurden beobachtet. An der Oberfläche des gegossenen Kollagens
kam es zu zellenvermittelter Kollagenresorption und -umgestaltung.
Zu diesem Zeitpunkt gab es minimalen Verlust des Kollagenvolumens.
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Nach 60 Tagen war die zelluläre Reaktion mehr
myofibroblastisch als entzündlich.
Bedeutende Mengen an neuem Kollagen sowie kleine Mengen an Elastin
wurden bereits identifiziert. Ungefähr 50 Prozent des gegossenen
Kollagens wurden umgestaltet. Endothelialzellen, die durch Rasterelektronenmikroskopie,
TEM (Weibel-Palade-Körper)
und positive Faktor-VIII-Färbung
nachgewiesen wurden, bedeckten die Oberfläche des Umgestaltungskonstrukts.
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Nach 90 Tagen war die Matrix, welche
die Myofibroblasten (wie durch g-Actin identifiziert) umgibt, deutlich
für Kollagen
gefärbt.
Das Zytoplasma der Zellen selbst hatte verringerte Mengen an Zytoplasma
im Vergleich zu früheren
Zeitpunkten.
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Nach 120 Tagen wies das Stroma gut
organisierte, vorwiegend radial und längsseitig ausgerichtete Myofibroblasten
und wirtsproduziertes Kollagen auf. Bedeutende Mengen an Elastin
konnten identifiziert werden. Mehr als 90 Prozent des implantierten Kollagens
war umgestaltet worden. Es wurden keine Ram-11-Färbungsmakrophagen identifiziert.
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Nach 180 Tagen waren die Zellen und
die Matrix der Neo-Arterie ziemlich reif. Die Zellen waren klein
mit minimalem Zytoplasma. Das Kollagen war dicht und deutlich radial
und längsseitig
ausgerichtet.
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Es gab keinen histologischen Nachweis
einer Immunreaktion weder auf die luminale Kollagenschicht noch
auf die abluminale ICL-Schicht. Keines der Transplantate wurde erweitert
oder aneurysmatisch.
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Beispiel 3
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Vergleich
einer dreischichtigen Prothese und e-PTFE
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Sowohl zweischichtige als auch dreischichtige
Prothesen mit kleinem Durchmesser wurden implantiert und im Laufe
der Zeit nach Durchgängigkeit und
Umgestaltung bewertet.
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Die 4 bis 9 zeigen die Ergebnisse eines Vergleichs
einer dreischichtigen Prothese mit einem ähnlich konfigurierten kontralateralen
Referenzmaterial, e-PTFE, in einer Studie einer Hunde-Oberschenkelarterie.
Die Transplantate wurden in Hunden als Oberschenkel-Interpositionsprothese
implantiert. Die Transplantate wurden nach 30 bis 256 Tagen explantiert.
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Die histologische Bewertung des dreischichtigen
Kollagentransplantats wies zellulären Einwuchs in das Transplantat
nach 30 Tagen auf, wobei mehr als 90 Prozent des Transplantatkollagens
nach spätestens
90 Tagen umgestaltet waren; und eine reife „Neo-Arterie" nach 180 Tagen. Das Wirtsgewebe überbrückte die
Anastomose nach spätestens
60 Tagen, wobei die Anastomose nur durch die nicht-resorbierbaren
Nähte demarkiert
wurde. Die vorherrschende Zellart in der Neo-Arterie war eine positive g-Actin
färbende
glatte muskelartige Zelle. Die Oberfläche des umgestalteten Transplantats
wurde durch Endothelialzellen überzogen,
wie durch Rastermikroskopieuntersuchung, TEM und Faktor-VIII-Färbung nachgewiesen.
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Im Gegensatz dazu wurde bei Zeiten
bis zu 256 Tagen kein Einwuchs in die e-PTFE-Arterie beobachtet, weder über die
Anastomose noch entlang des Körpers
des Transplantats. Es wurde nur eine hyperplastische Reaktion einer
dünnen,
glatten Muskelzelle nachgewiesen, die sich von der benachbarten
Arterie über
eine kurze Distanz auf der luminalen Oberfläche des Transplantats erstreckt.
Das Transplantat wurde durch reifes faseriges Gewebe eingekapselt,
ohne Nachweis von Zell- oder Gewebeextension in das Transplantat.
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4 ist
eine Masson-Trichromfärbung
(10 ×)
der proximalen Anastomose der dreischichtigen Prothese nach 256
Tagen, verglichen mit 5 auf einem
e-PTFE- Transplantat. 6 ist ebenfalls eine Masson-Trichrom-Färbung (25 ×) der proximalen Anastomose
einer dreischichtigen Prothese nach 256 Tagen, verglichen mit 7 eines e-PTFE-Transplantats.
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8 ist
eine Elastika-Färbung
nach Verhoeff (10 ×)
der proximalen Anastomose einer dreischichtigen Prothese, die als
eine Hundeoberschenkel-Interpositionsprothese nach 256 Tagen implantiert
wird, verglichen mit 9 eines
e-PTFE-Transplantats.
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Obwohl die vorhergehende Erfindung
im Detail durch Veranschaulichungen und Beispiele zum Zwecke eines
besseren Verständnisses
beschrieben wurde, wird Fachleuten klar sein, dass Änderungen und
Modifikationen innerhalb des Schutzumfangs der Erfindung durchgeführt werden
können,
der lediglich durch den Umfang der beigelegten Ansprüche eingeschränkt wird.