DE69535595T2

DE69535595T2 - Verfahren zur Herstellung einer Bio-umbaubaren Transplantatprothese aus Kollagen

Info

Publication number: DE69535595T2
Application number: DE69535595T
Authority: DE
Inventors: L. St. Paul Termin. Paul; Robert M Paradise Valley Carr; Kimberlie D. Brant Rock Condon
Original assignee: Organogenesis Inc
Current assignee: Organogenesis Inc
Priority date: 1994-02-18
Filing date: 1995-02-17
Publication date: 2008-06-05
Anticipated expiration: 2015-02-18
Also published as: MX9603249A; ATE372747T1; EP1364627A1; DE69531859D1; DE69535595D1; WO1995022301A1; EP1364627B1; DE69531859T2; JPH09509085A; EP0746268A1; EP0746268B1; EP0746268A4; JP3765828B2; ATE250901T1; CA2183056C; CA2183056A1

Description

BEREICH DER ERFINDUNG
Die Erfindung liegt im Bereich von implantierbaren biologischen Prothesen. Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung einer elastischen biokompatiblen zwei- oder dreischichtigen Gewebeprothese, die als flache Platten oder Rohre mit verschiedenen luminalen Durchmessern und Dicken ausgeführt werden kann. Zumindest eine Schicht besteht aus Kollagen oder einem kollagenen Material. Die mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellte Prothese wird von den Wirtszellen, die die implantierte Prothese ersetzen und ihre Form annehmen, graduell abgebaut und bioremodelliert.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Jedes Jahr werden ungefähr 300.000 Koronarbypass-Behandlungsverfahren in den USA durchgeführt. Die typische Behandlung bei der Ersetzung von Arterien mit geringem Durchmessser lag für Chirurgen bislang darin, die eigenen Gefäße des Patienten zu verwenden, für gewöhnlich die Vena saphena aus dem Bein. Allerdings ist die Verwendung der eigenen Gefäße des Patienten in vielen Fällen nicht geeignet, da die Venen entweder beschädigt werden, erkranken oder nicht verfügbar sind. In diesen Fällen werden synthetische Materialien verwendet, jedoch mit nicht zufriedenstellenden Langzeitresultaten. Es ist immer noch ein Ziel von Forschern, Prothesen zu entwickeln, die im Ersatz oder in der Reparatur von Säugetiergewebe, insbesondere Blutgefäßen, erfolgreich eingesetzt werden können.
Die US-A-4902289 beschreibt eine mehrschichtige Blutgefäßprothese, die aus einer relativ glatten und nicht porösen inneren Schicht und einer hoch porösen äußeren Schicht besteht. Die US-A-4902508 beschreibt eine Gewebetransplantatzusammensetzung, die die Tunica submucosa, Muscularis mucosa und das von intestinalem Gewebe abgeleitete Stratum compactum der Tunica mucosa umfasst. Die EP-A-0493788 beschreibt eine dreischichtige Prothese, bei der die Mittelschicht des nicht resorbierbaren Materials vorzugsweise synthetische Fasern inkorporiert. Die US-A-4787900 beschreibt ein Verfahren zur Bildung einer mehrschichtigen Blutgefäßprothese.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Diese Erfindung ist auf ein Verfahren zur Herstellung einer bioremodellierbaren Prothese mit zumindest zwei Schichten gerichtet, die umfasst:

a) Formen einer ersten Strukturschicht, die biegsam, halbdurchlässig und nähbar ist; und
b) Formen einer zweiten Schicht, die als glatte Strömungsfläche agieren soll, umfassend die Ablagerung eines mit Säure extrahierten fibrillären oder nicht-fibrillären Kollagens auf eine Fläche der Strukturschicht von Schritt a).

Bevorzugte Merkmale der vorliegenden Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen 2 bis 26 definiert.
KURZE FIGURENBESCHREIBUNG
Die 1A, 1B und 1C sind schematische Querschnittansichten der bevorzugten Prothese, die mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellt wurde.
2 ist eine Masson-Trichrom-Färbung (10×) einer mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellten dreischichtigen Prothese vor der Implantation.
3 ist eine Masson-Trichrom-Färbung (25×) einer mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellten dreischichtigen Prothese vor der Implantation.
4 ist eine Masson-Trichrom-Färbung (10×) der proximalen Anastomose einer dreischichtigen Prothese, die mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellt und als Interpositions-Prothese für Hundeoberschenkel (256 Tage) implantiert wurde.
5 ist eine Masson-Trichrom-Färbung (10×) der proximalen Anastomose eines ePTFE-Transplantats, das als Interpositions-Prothese für Hundeoberschenkel (256 Tage) implantiert wurde.
6 ist eine Masson-Trichrom-Färbung (25×) der proximalen Anastomose einer dreischichtigen Prothese, die mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellt und als Interpositions-Prothese für Hundeoberschenkel (256 Tage) implantiert wurde.
7 ist eine Masson-Trichrom-Färbung (25×) der proximalen Anastomose eines ePTFE-Transplantats, das als Interpositions-Prothese für Hundeoberschenkel (256 Tage) implantiert wurde.
8 ist eine Verhoeff-Elastika-Färbung (10×) der proximalen Anastomose einer dreischichtigen Prothese, die mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellt und als Interpositions-Prothese für Hundeoberschenkel (256 Tage) implantiert wurde.
9 ist eine Verhoeff-Elastika-Färbung (10×) der proxima len Anastomose eine ePTFE-Transplantats, das als Interpositions-Prothese für Hundeoberschenkel (256 Tage) implantiert wurde.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die Erfindung ist auf ein Verfahren zur Herstellung von bioremodellierbaren Prothesen gerichtet, die, wenn in einen Säugetierwirten implantiert, als Funktionsersatz für ein Körperteil oder eine Gewebestruktur dienen, und die einen gesteuerten Bioabbau durchlaufen, der begleitend zur Bioremodellierung durch die Wirtszellen auftritt. Die mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellte Prothese weist in ihren verschiedenartigen Ausführungsformen zwei Eigenschaften auf: erstens fungiert sie als Ersatzkörperteil und zweitens, während sie immer noch als Ersatzkörperteil agiert, tritt sie als bioremodellierbare Matrize für das Einwachsen von Wirtszellen auf.
Wenn die Prothese als Ersatzkörperteil fungiert, wird sie vorzugsweise als Gefäßtransplantat verwendet. Die Gefäßtransplantatprothese kann rohrförmig oder flach sein. Rohrförmige Transplantate werden als Leitung eingesetzt, um Arterien oder Venen zu entlasten oder zu ersetzen. Ist die Prothese als flache Platten ausgebildet, kann sie als Gefäßpatch oder innerkardiales Patch verwendet werden. Zusätzlich kann die Prothese als Ersatz für erkrankte oder beschädigte Organe, einschließlich Speiseröhre, Darm, Eingeweide, Harnröhre und Eileiter, implantiert werden. Diese Organe haben alle eine rohrförmige Grundform mit einer äußeren und einer luminalen Fläche. Weiters kann die Prothese als Leitung für das wiedereinsetzende Wachstum und die Regeneration von Nerven verwendet werden.
Die mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellte Prothese hat die Elastizität oder die „vorfedernden" oder „rückfedernden"-Eigenschaften erhöht. Rückfedernde Eigenschaften sind für Anwendungen, wie Gefäßrohre oder -patches, wichtig.
Die zweite Funktion der Prothese ist die einer Matrize zur Bioremodellierung. „Bioremodellierung" trägt hierin die Bedeutung der Produktion von strukturellem Kollagen, Gefäßneubildung und Epithelisierung durch das Einwachsen von Wirtszellen mit einer Geschwindigkeit, die schneller als der Verlust von biomechanischer Festigkeit der implantierten Prothese aufgrund von Bioabbau durch die Wirtsenzyme ist. Die Prothese bewahrt die spezifischen Charakteristika der ursprünglich implantierten Prothese, während sie vom Körper in das vollständige oder im Wesentlichen vollständige „Selbst" remodelliert wird und an sich als Funktionsgewebestruktur funktionell ist.
Die Prothese wird aus zumindest zwei Schichten hergestellt: (a) zumindest eine Schicht besteht aus Kollagen oder einem kollagenen Material, das eine glatte einheitliche Durchmessergeometrie aufweist und nicht thrombogen ist, und (b) zumindest eine Schicht liefert die strukturelle Stabilität und die biomechanischen Eigenschaften. Mechanische Integrität bedeutet, dass sich die Prothese während der Bioremodellierung nicht erweitert und nicht aneurysmatisch und zusätzlich biegsam und nähbar ist. Der Begriff „biegsam" steht für gute Eigenschaften bezüglich Handhabung. Der Ausdruck „nähbar" bedeutet, dass die mechanischen Eigenschaften der Schicht Wundnahtretention miteinschließen, die es Nadeln und Nähmaterialien ermöglicht, das Prothesenmaterial während des Vernähens der Prothese mit Abschnitten eines natürlichen Gefäßes zu durchdringen, ein Prozess, der als Anastomose bekannt ist. Während des Vernähens dürfen solche vaskulären (Blutgefäß-)Transplantate nicht in Folge von Zugkräften reißen, die durch die Naht an sie angelegt werden und sollten auch nicht reißen, wenn die Naht verknotet ist. Vernähbarkeit von Gefäßtransplantaten, d.h. die Fähigkeit von Transplantaten, während des Vernähens nicht zu reißen, hängt mit der intrinsischen mechanischen Festigkeit des Prothesenmaterials, der Dicke des Transplantats, der an die Naht angelegten Spannung und der Geschwindigkeit zusammen, mit der der Knoten zugezogen wird.
Die mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellte Prothese ist besonders auf die Verwendung als Bypass oder Ersatz von Blutgefäßen mit geringem Durchmesser im Wirtspatienten gerichtet. Wie hier verwendet und wie von Fachmännern verstanden, ist ein Rohr mit geringem Durchmesser kleiner als 6 mm, typischerweise ungefähr 3 bis 4 mm. Ein Rohr mit mittlerem Durchmesser liegt zwischen 6 und 12 mm. Ein Rohr mit großem Durchmesser ist größer als 12 mm. Zum Beispiel sind die verschiedenen Größen der Gefäßdurchmesser bei erwachsenen Personen wie folgt: der Durchmesser von Aortagefäßen beträgt ca. 12 bis 22 mm; der Durchmesser der Beckenvene beträgt von 8 bis 12 mm: der Durchmesser der oberflächlichen Oberschenkelvene ist 6 mm. Oberhalb des Knies beträgt die Oberschenkelvene 6 mm; durch das Knie ist diese zwischen 4 bis 6 mm.
Die Kombination der beiden Schichten der mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellten Prothese ist, wenn die Prothese als rohrförmiges Gefäßtransplantatswerk verwendet wird, vorteilhafterweise ein Kombinieren der glatten thromboseresistenten Strömungsfläche auf der inneren (luminalen) kollagenen Schicht mit der Strukturschicht, die zusätzlich zu ihren anderen Eigenschaften bei der Vorbeugung von luminaler Kriechdehnung, d.h. bei der Erhaltung des nominalen Durchmessers, hilft. Ein Dilatationsfehler (oder aneurysmatischer Fehler) tritt auf, wenn der pulsierende Druck und die pulsierenden Kräfte die Fähigkeit des Transplantats übersteigen, einer Durchmesserzunahme standzuhalten. Dilatation oder Aneuyrismabildung bedeutet eine Vergrößerung des Durchmessers über den nominalen Wert hinaus. Dies geschieht sowohl bei der Prothese als auch bei den atherosklerotischen Arterien. Wie hier verwendet, bedeutet der Begriff „nicht erweiternd", dass die biomechanischen Eigenschaften der Prothese die Dauerhaftigkeit verleihen, so dass der Durchmesser der Prothese nicht über die normalen Grenzwerte nach der Implantation gestreckt, gedehnt oder erweitert wird. Wie unten beschrieben, liegt die Gesamtdilatation der mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellten implantierten Prothese innerhalb der akzeptierbaren Grenzwerte. Die mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellte Prothese erlangt den Widerstand gegen Dilatation in Abhängigkeit von der zellulären Bioremodellierung nach der Implantation durch Ersetzen des strukturellen Kollagens mit Wirtszellen in einer Geschwindigkeit, die schneller als der Verlust der mechanischen Festigkeit der implantierten Materialien aufgrund von Bioabbau und Remodellierung ist.
Die Prothese umfasst verschiedene rohrförmige Konfigurationen, wie in den 1A, 1B und 1C gezeigt. 1A zeigt eine zweischichtige Prothese mit einer äußeren kollagenen Schicht und einer inneren Strukturschicht. 1B stellt eine Prothese mit drei Schichten dar: eine innere und äußere Kollagenschicht und eine mittlere Strukturschicht. 1C zeigt eine zweischichtige Prothese mit einer inneren kollagenen Schicht und einer äußeren Strukturschicht.
Jede dieser verschiedenen Ausführungsformen kann für spezielle Transplantatersätze angewendet werden. Die in 1A gezeigte zweischichtige Prothese mit einer äußeren kollagenen Schicht und der inneren Strukturschicht ist als Ersatz für Ge fäße oder Hohlorgane nützlich, die eine weniger glatte innere oder luminale Fläche tolerieren können, wie die Speiseröhre, der Darm, die Eingeweide, Harnröhre oder die Eileiter. Die äußere Kollagenschicht fügt dem Transplantat Festigkeit hinzu und erlaubt es den Wirtszellen, sich daran zu befestigen, wodurch das Einwachsen in das Transplantat ermöglicht wird. Im Gegensatz dazu ist die in den 1B und 1C gezeigte Prothese mit einer inneren glatten kollagenen Schicht als Ersatz für Blutgefäße verwendbar. Die innere Kollagenschicht fungiert als glatte Strömungsfläche.
Die Strukturschicht kann hergestellt sein aus bioremodellierbarem Kollagen oder kollagenen Materialien; oder bioabbaubaren polymeren Materialien, wie Polymilchsäure oder Polyglycolsäure oder Kombinationen davon; oder biostabilen Polymeren, wie Polytetrafluoroethylen (PTFE), Polyethylen oder Kombinationen davon. In der bevorzugten Ausführungsform wird kollagenes Material aus kollagenen Gewebeteilen des Säugetierkörpers zur Herstellung dieser Schicht verwendet. Ein solches Gewebe umfasst den Darm, die Fascia lata oder Dura mater, ist jedoch darauf nicht beschränkt. Das zur Verwendung als Strukturschicht am meisten bevorzugte Material ist die Tunica-submucosa-Schicht des Dünndarms, die hierin als „kollagene Darmschicht" bezeichnet wird. Wie hier verwendet, weist die Strukturschicht typischerweise eine Dicke von zwischen ca. 50 Mikrometer bis ca. 150 Mikrometer, mehr bevorzugt zwischen ca. 75 Mikrometer bis ca. 125 Mikrometer, auf. Diese Dimensionen gelten für eine kollagene Darmschicht nach der mechnischen Reinigung, aber vor Röhrenbildung durch Hitzeschweißen und Vernetzung, wie unten beschrieben; sowohl die mechanische Reinigung als auch das Hitzeschweißen reduzieren die „offensichtliche" Dicke der kollagenen Darmschicht signifikant.
Wird das kollagene Material geweblichen Ursprungs zur Bildung der Strukturschicht verwendet, kann es vernetzt werden, um der Struktur Festigkeit zu verleihen. Die Vernetzung von kollagenem Material liefert dem Material auch eine gewisse Steifheit, um die Eigenschaften hinsichtlich Handhabung zu verbessern. Zusätzlich erzielt das Vernetzen von kollagenem Material auf einem Dorn ein Rohr mit einem Durchmesser, der einheitlicher ist als wenn das Material nicht vernetzt worden wäre. Dies minimiert das Thromboserisiko, das erhöht werden kann, wenn eine Diskontinuität in der Gefäßgeometrie existiert. Vernetzungsmittel sollten aus gewählt werden, um ein biokompatibles Material zu erzeugen, das von Wirtszellen bioremodelliert werden kann. Verschiedene Arten von Vernetzungsmitteln sind bekannt und können verwendet werden; dies wird unten bei der bevorzugten Ausführungsform diskutiert. Ein bevorzugtes Vernetzungsmittel ist 1-Ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)carbodiimid Hydrochlorid (EDC). Es gibt gewisse Vernetzungsmittel, die bei der mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellten Prothese nicht verwendet werden können, da sie ein vernetztes Material produzieren, das sich keiner Remodellierung durch die Wirtszellen unterzieht. Glutaraldehyd ist z.B. für die Vernetzung bei der vorliegenden Erfindung nicht verwendbar, da der Rückstand des Glutaraldehydmonomers und niedere molekulare Polymere zytotoxisch sind. Deshalb würde es das Einwachsen von Zellen und die Bioremodellierung verhindern.
Die Strukturschicht ist „halbdurchlässig", zumindest wenn sie mit bioremodellierbarem Kollagen oder kollagenen Materialien, wie die kollagene Darmschicht, hergestellt wurde, d.h., sie ermöglicht das Einwachsen von Wirtszellen zur Remodellierung oder zur Ablagerung der kollagenen Schicht, wie unten beschrieben. Die ICL-Vernetzung („ICL – intertestinal collagen layer” – kollagene Darmschicht) führt dazu, dass das Material in Relation weniger durchlässig ist als anhand von Tests der Wasserporosität gemessen wurde.
Die andere Schicht der Prothese ist die Kollagenschicht, deren Funktion es ist, als glatte Strömungsfläche für ihre jeweilige schlussendliche Anwendung zu fungieren. Wenn sie als die innere, luminale Schicht der Prothese verwendet wird, ist ihre Funktion, eine glatte Kontaktfläche, insbesondere eine Blutkontakt-Strömungsfläche, zu liefern.
Diese glatte Kollagenschicht wird aus säureextrahiertem fibrillären oder nicht fibrillären Kollagen hergestellt, das vorwiegend das Typ-I-Kollagen ist, aber auch das Typ-3- oder Typ-4-Kollagen oder beides umfassen kann. Das verwendete Kollagen kann von jeder Anzahl an Säugetierquellen, typischerweise Rinder-, Schweine- oder Schafhaut und -sehnen, abgeleitet werden. Das Kollagen wurde vorzugsweise durch Säureextraktion verarbeitet, um eine fibrille Dispersion oder ein Gel mit hohem Reinheitsgrad zu erhalten. Kollagen kann aus der Kollagenquelle unter Verwendung einer schwachen Säure, wie Essig-, Zitrus- oder Ameisensäure, säureextrahiert werden. Wenn es zu einer Lösung extrahiert wurde, kann das Kollagen mit Salz unter Verwendung von NaCl präzipitiert und gewonnen werden, wobei die Standardtechniken, wie Zentrifugieren oder Filtrieren, angewandt werden. Details zu säureextrahiertem Kollagen sind z.B. in der US 5,106,949 beschrieben.
Kollagendispersionen oder -gele zur Verwendung bei der vorliegenden Erfindung liegen im Allgemeinen in einer Konzentration von ca. 1 bis 10 mg/ml, vorzugsweise von ca. 2 bis 6 mg/ml und am meisten bevorzugt von ca. 2 bis 4 mg/ml, und mit einem pH-Wert von ca. 2 bis 4 vor. Ein bevorzugtes Lösungsmittel für Kollagen ist verdünnte Essigsäure, z.B. ca. 0,05 bis 0,1% Andere konventionelle Lösungsmittel für Kollagen können verwendet werden, solang sie kompatibel sind.
Darüber hinaus kann die kollagene Schicht in einer anderen Ausführungsform einer mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellten Prothese mechanisch gescherte oder gehackte Kollagenfasern umfassen. Die gehackten Kollagenfasern verbessern die rückfedernde Leistung der kollagenen Schicht. Die gehackten Fasern können der für die Bildung des säureextrahierten Kollagengels verwendeten Kollagenlösung beigegeben werden. Die Eigenschaften des Konstrukts, das die Fasern inkorporiert, können verändert werden durch Variieren der Länge oder des Durchmessers der Faser; Variationen des Verhältnisses der verwendeten Fasern und teilweise Vernetzungsfasern. Die Länge der Fasern kann im Bereich von 5 cm bis 5,0 cm liegen und ist typischerweise in das Kollagengel in einer Konzentration von 5 bis 60 eingearbeitet.
In einer anderen Ausführungsform einer mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellten Prothese kann die Bildung der inneren und äußeren kollagenen Schicht zuvor gebildete Kollagenfäden inkorporieren. Z.B. eine Helix oder Flechte des Kollagenfadens mit Mikrometerdurchmesser könnte als Teil der Ausbildung der inneren kollagenen Schicht eingearbeitet sein. Die Durchmessergröße der Helix oder Flechte des Kollagenfadens kann im Bereich von 25 bis 50 Mikrometer, vorzugsweise von 25 bis 40 Mikrometer liegen. Somit können die Eigenschaften der Kollagenschicht durch die Geometrie des für die Verstärkung eingesetzten Fadens variiert werden. Die Funktionalität des Designs hängt von der Geometrie der Flechte oder Verdrehung ab. Viele dieser Eigenschaften bewirken auch die physikalischen Eigenschaften (d.h. Komplianz, radiale Festigkeit, Knickwiderstand, Wundnahtretention). Physikalische Eigenschaften des Fadens können auch durch Vernetzung va riiert werden.
Ein gewisser Teil der verwendeten Fasern oder die gesamten könnten Polymilchsäure sein. Die physikalischen Eigenschaften und Abbaueigenschaften der Milchsäurefasern selbst können durch Variieren des molekularen Gewichts sowie die Verwendung der D- oder L-Raceme oder Mischung von D/L-Formen von Milchsäure beeinflusst werden. Andere Fasern, die aus abbaubaren Polymeren hergestellt wurden, könnten auch verwendet werden, z.B. Polyglycolsäure, Caprolacton und Polydioxanon.
Rohrförmige zweischichtige Prothese mit geringem Durchmesser:
Herstellungsverfahren
Um die mit dem erfindungsgemäßen Verfahren hergestellte Prothese weiter zu beschreiben, wird auf das Verfahren der Erzeugung einer rohrförmigen zweischichtigen Prothese mit geringem Durchmesser unten im Detail eingegangen. Die beschriebene zweischichtige Prothese weist eine innere (luminale) Fläche, die aus säureextrahiertem fibrillären Kollagen besteht, und die äußere (abluminale) Strukturschicht auf, die aus der Tunica submucosa aus dem Dünndarm eines Säugetiers zusammengesetzt ist. Eine flache Prothese kann mit den beschriebenen Verfahren unter Verwendung einer flachen Form anstatt eines Dorns zur Produktion der Prothese auf ähnliche Weise hergestellt werden.
1. Herstellung der Strukturschicht
Die Submucosa, oder die kollagene Darmschicht, aus einer Säugetierquelle, typischerweise Schweinen, Kühen oder Schafen, wird mechanisch durch Ausdrücken des Rohmaterials zwischen gegenüberliegenden Walzen gereinigt, um die Muskelschichten (Tunica muscularis und die Mucosa (Tunica mucosa) zu entfernen. Die Tunica submucosa des Dünndarms ist härter und steifer als das umgebende Gewebe, und die Walzen drücken die weicheren Komponenten aus der Submucosa heraus. Da die mechanisch gereinigte Submucosa manch versteckte, mit dem Auge nicht ersichtliche Schäden aufweisen kann, die die Konsistenz der mechanischen Eigenschaften beeinträchtigen, kann die Submucosa chemisch gereinigt werden, um Substanzen, die nicht Kollagen sind, zu entfernen, z.B. durch Tränken in Pufferlösungen bei 4°C ohne Verwendung von jeglichen Reinigungsmitteln, wie Triton oder SDS, oder durch Tränken mit NaOH oder Trypsin, oder durch andere bekannte Reinigungstechni ken.
Nach dem Reinigen sollte die kollagene Darmschicht (ICL) sterilisiert werden, vorzugsweise unter Verwendung von verdünnten Peressigsäurelösungen, wie in der US-Patentanmeldung Nr. 08/177,618 beschrieben. Andere Sterilisationssysteme zur Verwendung mit Kollagen sind aus dem Stand der Technik bekannt und können angewandt werden.
Die ICL kann durch verschiedene alternative Mittel oder Kombinationen davon rohrgebildet werden. Das ICL-Material kann in ein Rohr entweder in der normalen oder umgestülpten Position geformt werden, wobei allerdings die umgestülpte Position bevorzugt wird. Das Rohr kann mechanisch durch Vernähen durch abwechselnde Knotenstiche mit dem passenden Nähmaterial hergestellt werden. Der Knotenstich ist vorteilhaft, da er ermöglicht, dass das Rohr vom Chirurgen zum Zeitpunkt der Implantation ohne Entwirrung abgeglichen und geformt werden kann. Andere Verfahren zum Nähen der Submucosa können Klebeverbindungen, wie die Verwendung von fibrinbasierenden Klebern oder industriellen Klebemitteln, wie Polyurethan, Vinylacetat oder Polyepoxy, umfassen. Hitzeverbindungstechniken können ebenfalls angewandt werden, darunter Hitzeschweißen oder Laserschweißen der Naht, worauf eine Löschung zur Versiegelung der Seiten des so gebildeten Rohrs folgt. Andere mechanische Mittel, wie die Verwendung von Popnieten oder Heftklammern, sind möglich. Mit diesen Rohrformungstechniken können die Enden der Seiten entweder Stoß an Stoß oder überlappend sein. Sind die Seiten überlappend, kann die Naht abgeglichen werden, wenn das Rohr bereits gebildet ist. Zusätzlich werden diese Rohrformungstechniken typischerweise auf einem Dorn durchgeführt, um den gewünschten Durchmesser zu bestimmen.
Das so geformte strukturelle Rohr kann zur weiteren Verarbeitung auf einem Dorn oder einer anderen geeigneten Spindel gehalten werden. Um die Geschwindigkeiten des Bioabbaus und folglich die Geschwindigkeit des Abfalls der Prothesenfestigkeit während der Bioremodellierung zu steuern, ist die Prothese vorzugsweise unter Verwendung eines geeigneten Vernetzungsmittels, wie 1-Ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)carbodiimid Hydrochlorid (EDC), vernetzt. Das Vernetzen der Prothese hilft ebenfalls dabei, luminale Kriechdehnung zu verhindern, den Rohrdurchmesser einheitlich zu halten und die Bruchfestigkeit zu erhöhen. Es wird angenommen, dass die Vernetzung der kollagenen Darmschicht auch die Wundnahtretentionsstärke durch Steigerung der Resistenz gegen Rissverbreitung verbessert.
2. Ablagerung einer/von Kollagenschicht/en
Rinderkollagen kann auf der Innenfläche der Submucosa abgelagert werden, wie in Beispiel 5 der US Patentanmeldung Nr. 07/505,678 beschrieben. Kurz gesagt, wird die strukturelle kollagene Darmschicht an einem Ende durch Luer-Passungen versiegelt und die Kollagendispersion füllt das Rohr. Dieser Schritt kann auch wie in der oben genannten Patentanmeldung unter Verwendung einer hydrostatischen Druckhöhe erreicht werden. Die innere Kollagenschicht kann auch durch Fließen von Kollagen in beide Enden des Rohrs gleichzeitig abgelagert werden. Das Rohr wird dann in ein Bad von 20% Polyethylenglycol (PEG) in einer isotonischen phosphatgepufferten Salzlösung (PBS) bei einem pH-Wert von ca. 7 platziert. Der osmotische Gradient zwischen der inneren Kollagenlösung und der äußeren PEG-Lösung verursacht in Kombination eine gleichzeitige Konzentration und Ablagerung des Kollagens entlang des Lumens der Wand der inneren Strukturschicht. Das Rohr wird dann aus dem PEG-Bad entfernt und eine Glasstange mit einem für das Lumen der Prothese gewünschten Durchmesser wird in die Kollagenlösung eingeführt. Danach darf die Prothese trocknen. Das Rohr wird dann in PBS rehydriert. Dieses Verfahren ermöglicht es der Kollagenschicht, geringfügige Unregelmäßigkeiten in der strukturellen Darmschicht zu füllen, was zu einer Prothese mit einheitlicher Dicke führt. Diese Prozedur erleichtert auch das Binden des Kollagengels an die kollagene Darmschicht. Eine Kollagenschicht variierender Dicke und Dichte kann durch eine Veränderung der Ablagerungsbedingungen hergestellt werden, die durch routinemäßige Parameterveränderungen bestimmt werden können. Die gleichen Prozeduren können beim Auftragen von Kollagen auf die Außenfläche der Submucosa angewandt werden, um eine dreischichtige Prothese zu schaffen.
3. Behandlung der inneren Kollagenschicht
Das Prothesekonstrukt ist in Blutgefäßersätzen mit geringem Durchmesser thrombogen. Es kann nur bei vaskulären Anwendungen bei Gefäßen mit hoher Strömung (großem Durchmesser) verwendet werden. Deshalb muss die Prothese nichtthrombogen gemacht werden, wenn sie für die Reparatur oder zum Ersatz von Blutgefäßen mit geringem Durchmesser verwendbar sein soll.
Heparin kann durch eine Vielzahl von wohlbekannten Techniken auf die Prothese aufgetragen werden. Zur Erläuterung, Heparin kann auf die Prothese auf folgende drei Arten aufgetragen werden. Erstens kann eine Benzalkonium-Heparin(BA-Hep)-Lösung auf die Prothese durch Eintauchen der Prothese in die Lösung und durch darauffolgende Lufttrocknung aufgetragen werden. Bei dieser Prozedur wird das Kollagen mit einem ionisch gebundenem BA-Hep-Komplex behandelt. Zweitens kann EDC zur Aktivierung des Heparins und danach zur kovalenten Bindung von Heparin an die Kollagenfaser eingesetzt werden. Drittens kann EDC zur Aktivierung des Kollagens, dann zur kovalenten Bindung von Protamin an das Kollagen und darauf zur ionischen Bindung von Heparin an das Protamin verwendet werden. Viele andere Verfahren zur Heparinbeschichtung, -bindung und -anbringung sind aus dem Stand der Technik wohlbekannt und könnten ebenfalls angewandt werden.
Die Behandlung der inneren Schicht mit Medikamenten zusätzlich zu Heparin kann durchgeführt werden. Die Medikamente können z.B. Wachstumsfaktoren zur Förderung der Gefäßneubildung und Epithelisierung umfassen, wie ein von einem Makrophagen abgeleiteter Wachstumsfaktor („MDGF – macrophage-derived growth factor"), ein von einem Thrombozyten abgeleiteter Wachstumsfaktor („PDGF – platelet-derived growth factor"), ein von Endothelzellen abgeleiteter Wachstumsfaktor („ECDGF – endothelial-cell-derived growth factor"); Antibiotika zum Bekämpfen potentieller Infektionen aus dem chirurgischen Implantat; oder wie Nervenwachstumsfaktoren, die in die innere Kollagenschicht eingearbeitet sind, wenn die Prothese als Leitung für die Nervenregeneration verwendet wird. Die Behandlung der abluminalen (äußeren) Schicht kann auch in einer Weise durchgeführt werden, die jener für die luminale (innere) Schicht ähnlich ist.
4. Erleichterung des Einwachsens von Zellen
Ist die Strukturschicht aus vernetzter ICL hergestellt, kann die vollendete zwei- oder dreischichtige Prothese mit Lasern durchbohrt werden, um Poren von Mikrometergröße in der vollendeten Prothese zur Unterstützung des Einwachsens von Zellen unter Verwendung eines Excimerlasers bei entweder KrF- oder XeF-Wellenlängen zu schaffen. Die Porengröße kann zwischen 20 und 100 Mikrometer variieren, beträgt jedoch vorzugsweise von ca. 30 bis 60 Mikrometer, und der Abstand kann unterschiedlich sein, allerdings werden ungefähr 500 Mikrometer on-center bevorzugt.
5. Sterilisation
Das vollendete Implantat wird dann sterilisiert. Das bevorzugte Verfahren ist die Verwendung von Peressigsäure, wie in der US-Patentanmeldung Nr. 08/177,618 beschrieben. Sterilisation kann auch erreicht werden, indem man die Prothese einer Gammastrahlenbehandlung (⁶⁰Co) von 10,0 bis 25,0 kGy aussetzt. Die Strahlungsdosis eliminiert alle Mikroorganismen, ohne die biomechanischen Eigenschaften der Prothese zu beeinträchtigen.
Prüfnormen für Prothesen
Im Laufe der Jahre wurden viele Tests, Analysen und Leistungsparameter für vaskuläre Transplantatprothesen entwickelt und diese können von den Fachmännern zur Evaluierung der Prothesencharakteristika herangezogen werden. Diese Verfahren sind in Abbott et al., „Evaluation and performance standards for arterial prostheses", Journal of Vascular Surgery, Ausgabe 17, Seiten 746–756 (1993) und in „American National Standard for Vascular Graft Prostheses", American National Standards Institute (1986) detailliert ausgeführt.
Die folgenden Beispiele beschreiben die bei der Durchführung der Erfindung verwendeten Materialien und angewandten Verfahren näher. Die Beispiele sind nicht zu jedweder Begrenzung der Erfindung gedacht.
BEISPIELE
Beispiel 1
Zwei- und dreischichtige rohrförmige Prothese
Der Dünndarm eines Schweins wurde entnommen und mechanisch geschält, so dass die Tunica submucosa von der Tunica muscularis und dem luminalen Teil der Tunica mucosa des Dünndarmabschnitts delaminiert wurde. (Die Maschine war eine Schäl-/Zerkleinerungsvorrichtung für die mechanische Entfernung der Mucosa- und Muscularisschichten von den Submucosaschichten unter Verwendung einer Kombination aus mechanischer Wirkung (Zerkleinern) und Waschen mit Warmwasser). Dies wurde erreicht, indem der intakte Darm eine Reihe von Walzen durchlief, die die darauffolgenden Schichten abschälen. Die Darmschicht wurde maschinell gereinigt, so dass nur die Submucosaschicht übrig blieb. Die Submucosa wurde mit 0,1% Peressigsäure für 18 Stunden bei 4°C dekontaminiert oder sterilisiert und wurde nach der Behandlung mit Peressigsäure gewaschen.
Diese maschinell gereinigte kollagene Darmschicht (ICL) wurde angebracht und auf einem Rahmen gestreckt, so dass sie sowohl radial als auch der Länge nach leicht gespannt war. Groblaufende Heftstiche (6-0 Novafil) wurden zur Bildung eines Rohrs mit geringem Durchmesser angewandt, wobei die Submucosa in ihrer umgestülpten Position war. Das gestreckte ICL-Gewebe wurde halbiert, so dass es überlappt und Laschen gebildet werden. Eine feine Naht durch beide ICL-Schichten wurde unter Verwendung einer 6-0 Novafil Wundnaht mit abwechselnden Knotenstichen gebildet, so dass ein finaler Darmdurchmesser von 4,5 mm erhalten wurde. Die Laschen wurden dann entfernt. Das als Strukturschicht verwendete ICL-Rohr mit geringem Durchmesser wurde auf einer Glasstange von 4,5 mm platziert und mit 100 mmol EDC (Pierce) für 18 Stunden bei Raumtemperatur vernetzt.
Die maschinell gereinigte kollagene Darmschicht (ICL) wurde in einem vollständig hydrierten Zustand angebracht und über einen Dorn gewickelt, so dass die Enden überlappten. Der mit der ICL umwickelte Dorn wurde auf 62°C plus oder minus 10°C für 15 Minuten in einer feuchten Umgebung erhitzt, worauf ein Ausdrücken bei 4°C in einer eisgekühlten wässrigen Lösung für 5 Minuten folgte. Die rohrgeformte ICL wurde dann mit EDC für 6 bis 18 Stunden vernetzt, abgespült und vom Dorn entfernt.
Polycarbonathaken („polycarbonate barbs") (Luer-Verriegelungspassungen, die an einem Ende trichterförmig sind) wurden dichtend in jedes Ende des Rohrs platziert und dann wurde das Rohr horizontal in eine Ablagerungshalterung gebracht. Ein Reservoir von 15 ml mit 2,5 mg/ml säureextrahiertem fibrillären Kollagen, genannt „dichtes fibrilläres Kollagen" („DFC – dense fibrillar collagen") (US-Patentanmeldung Nr. 07/772,579), wurde über die Haken mit einer hydrostatischen Druckhöhe von 150 mmHg (für 1,524 Meter (5 Feet)) angebracht. (Der Druck hängt von der Höhe des Kollagenreservoirs ab). Das Kollagen durfte das Lumen des ICL-Rohrs füllen und wurde dann in ein Rührbad von 20% MW 8000 Polyethylenglycol (Sigma Chemical Co.) für 16 Stunden bei 4°C platziert. Die Vorrichtung wurde dann demontiert. Um den luminalen Durchmesser zu fixieren wurde eine Glasstange mit 4 mm Durchmesser in dem mit Kollagen gefüllten ICL-Rohr platziert. Die Prothese durfte danach für 18 Stunden bei 4°C trocknen.
Eine Schicht aus säureextrahiertem fibrillären Kollagen wurde auf einem porösen Keramikdorn von 4,0 mm Durchmesser für 6 Stunden deponiert und bei 4°C dehydriert, wie in Beispiel 4, US-Patentanmeldung Nr. 07/505,678, beschrieben.
Das ICL-Rohr, wie oben beschrieben, wurde über dem getrockneten Kollagen platziert und eine zweite Schicht aus dichtem fibrillären Kollagen (DFC), wie oben beschrieben, wurde für 18 Stunden außerhalb (abluminal) aufgetragen.
Die Poren wurden in das ICL/DFC oder DFC/ICL/DFC unter Verwendung eines Excimerlasers bei entweder KrF- oder XeF-Wellenlängen gebohrt. Die Porengröße betrug ungefähr 50 Mikrometer und der Abstand war 500 Mikrometer on-center.
Das Konstrukt wurde in 4°C 1M PBS für 6 Stunden rehydriert. Die Prothese wurde mit Anwendung von Benzalkonium-Heparin in Isopropanol behandelt. Die Sterilisation wurde mit 0,1% Peressigsäure für 18 Stunden bei 4°C erreicht.
Die Prothese wurde verpackt und mit 10,0 bis 25,0 kGy Gammastrahlung (⁶⁰Co) sterilisiert. (Die Prothese kann auch vor der Implantation trocken und rehydriert in Salzlösung verschifft werden).
Beispiel 2
Remodellierung des Kollagentransplantats:
Langzeithistologie des Implantats
Dreischichtige Prothesen wurden in die infrarenale Aorta von Hasen unter Verwendung der chirurgischen Standardtechniken implantiert. Prolin, 7-0, wurde zur Konstruktion von Ende-zu-Ende-Anastomosen an die benachbarten Arterien benutzt. Die Transplantate waren 1,5 cm in der Länge und 3 mm im Durchmesser. Es wurde postoperativ keine Antithrombozyten-Medikation verabreicht.
Nach der Druckperfusion mit einem McDowells-Trump-Fixiermittel wurden die Transplantate explantiert und zur Licht- und Elektronenmikroskopie überliefert. Proben von Implantaten mit 30, 60, 90, 120 und 180 Tagen standen zur Verfügung. Die Materialien wurden mit H/E-, VonGieson-Elastika-, Masson-Trichrom-, g-Actin-, Faktor VIII- und Ram-11(Makrophage)-Färbungen und polarisierter Mikroskopie untersucht. Es wurden qualitative morphometrische Vergleiche gegebenüber gefärbten nicht implantierten Retentions proben gezogen.
Histologische Evaluierungen zeigten, dass die Wirtszellen sofort in das Transplantat eindrangen. Das luminale Kollagen wurde resorbiert und mit der Produktion neuen Kollagens durch Wirtsmyofibroblasten remodelliert. Es wurde sofort in die ICL eingedrungen, die ICL von Wirtszellen erneut bevölkert und remodelliert. Endothelzellen wurden auf der luminalen Fläche der Prothese gezeigt.
Zum Zeitpunkt 30 Tage wurde eine große Anzahl an mononuklearen Entzündungszellen sowohl an den luminalen als auch abluminalen Flächen des Kollagens beobachtet. Eine mäßige Anzahl an Ram-11, das Makrophagen positiv färbt, wurde beobachtet. Auf der Oberfläche des gegossenen Kollagens erfolgte eine zellmediierte Kollagenresorption und -remodellierung. Es gab zu dieser Zeit einen minimalen Verlust der Kollagenmasse.
Zum Zeitpunkt 60 Tage war die Zellantwort mehr fibroblastisch als entzündend. Signifikante Mengen an neuem Kollagen sowie geringe Mengen an Elastin wurden sofort identifiziert. Ca. 50 Prozent des gegossenen Kollagens waren remodelliert worden. Endothelzellen, wie durch SEM-Auftreten, TEM (Weibel-Palade-Körper) und positive Färbung des Faktor VIII identifiziert, bedeckten die Oberfläche des remodellierten Konstrukts.
Zum Zeitpunkt 90 Tage färbte die Matrix, die die Myofibroblasten umgab (wie mit g-Actin identifiziert), auf Kollagen stark. Das Zytoplasma der Zellen selbst wies verglichen mit vorherigen Zeitpunkten reduzierte Mengen an Zytoplasma auf.
Zum Zeitpunkt 120 Tage zeigte das Stroma gut organisierte, vorwiegend radial und in Längsrichtung ausgerichtete Myofibroblasten und vom Wirten produziertes Kollagen. Signifikante Mengen an Elastin konnten identifiziert werden. Mehr als 90 Prozent des implantierten Kollagens waren remodelliert worden. Kein makrophagenfärbendes Ram-11 wurde identifiziert.
Zum Zeitpunkt 180 Tage waren die Zellen und die Matrix der Neo-Arterie ziemlich ausgewachsen. Die Zellen waren klein mit minimalem Zytoplasma. Das Kollagen war dicht und spezifisch radial und in Längsrichtung ausgerichtet.
Es gab keinen histologischen Beweis für eine Immunantwort auf entweder die luminale Kollagenschicht oder die abluminale ICL-Schicht. Keine Transplantate wurden erweitert oder aneurysmatisch.
Beispiel 3
Vergleich der dreischichtigen Prothese und ePTFE
Sowohl eine zweischichtige als auch eine dreischichtige Prothese mit geringem Durchmesser wurden implantiert und in der Zeit bezüglich Durchgängigkeit und Remodellierung evaluiert.
Die 4 bis 9 zeigen die Resultate eines Vergleichs einer dreischichtigen Prothese mit einem ähnlich konfigurierten kontralateralen Referenzmaterial, ePTFE, in einer Studie über eine Oberschenkelarterie eines Hundes. Die Transplantate wurden in Hunden als Interpositions-Prothese für Oberschenkel implantiert. Die Transplantate wurden zwischen 30 und 256 Tagen explantiert.
Die histologische Evaluierung des dreischichtigen Kollagentransplantats zeigte ein Einwachsen von Zellen in das Transplantat zum Zeitpunkt 30 Tage, wobei mehr als 90 Prozent des Transplantatkollagens bis Tag 90 remodelliert waren; und eine vollentwickelte „Neo-Arterie" zum Zeitpunkt 180 Tage. Das Wirtsgewebe überbrückte die Anastomose bis Tag 60, wobei die Anastomose nur durch nicht resorbierbare Wundnähte abgegrenzt war. Der vorherrschende Zelltyp in der Neo-Arterie war eine einem glatten Muskel ähnliche, g-Actin positiv färbende Zelle. Die Fläche des remodellierten Transplantats war von Endothelzellen ausgekleidet, wie durch SEM, TEM und Faktor-VIII-Färbung demonstriert.
Im Gegensatz dazu, wurde in Zeiten bis zu 256 Tagen kein Einwachsen in die ePTE-Arterie entweder quer über die Anastomose oder entlang des Transplantatkörpers beobachtet. Nur eine geringe hyperplastische Antwort einer glatten Muskelzelle wurde gezeigt, die sich von einer benachbarten Arterie eine kurze Distanz an der luminalen Fläche des Transplantats erstreckt. Das Transplantat wurde von wollentwickeltem faserförmigen Gewebe ohne Beweis für Zell- oder Gewebeausdehnung in das Transplantat hinein eingekapselt.
4 ist eine Masson-Trichrom-Färbung (10×) der proximalen Anastomose der dreischichtigen Prothese zum Zeitpunkt 256 Tage, verglichen mit 5 eines ePTFE-Transplantats. 6 ist ebenfalls eine Masson-Trichrom-Färbung bei 25× der proximalen Anastomose einer dreischichtigen Prothese zum Zeitpunkt 256 Tage, verglichen mit 7 eines ePTFE-Transplantats.
8 ist eine Verhoeff-Elastika-Färbung (10×) der proximalen Anastomose einer dreischichtigen Prothese, die als Ober schenkel-Interpositions-Prothese für Hunde zum Zeitpunkt 256 Tage implantiert wurde, verglichen mit 9 eines ePTFE-Transplantats.
Obwohl die vorangegangene Erfindung detailliert anhand von Zeichnungen und Beispielen zum Zwecke des korrekten Verständnisses beschrieben wurde, ist es für Fachmänner offensichtlich, dass Veränderungen und Modifikationen innerhalb des Umfangs der Erfindung durchgeführt werden können, wie nur durch den Umfang der anhängigen Ansprüche begrenzt.

Claims

Ein Verfahren zur Herstellung einer bioremodellierbaren Prothese, welche zumindest zwei Schichten aufweist, umfassend: a) Formen einer ersten Strukturschicht, die biegsam, halbdurchlässig und nähbar ist; und b) Formen einer zweiten Schicht, die als glatte Strömungsfläche agieren soll, umfassend die Ablagerung eines mit Säure extrahierten fibrillären oder nicht-fibrillären Kollagens auf eine Fläche der Strukturschicht von Schritt a).
Das Verfahren gemäß Anspruch 1, wobei die Strukturschicht aus bioremodellierbaren Kollagen oder kollagenen Materialien; oder biologisch abbaubaren polymeren Materialien, wie Polymilch- oder Polyglycolsäure, oder Kombinationen davon, hergestellt wird.
Das Verfahren nach Anspruch 2, wobei das kollagene Material aus kollagenen Gewebeteilen eines Körpers eines Säugetiers zur Herstellung der Strukturschicht verwendet wird.
Das Verfahren nach Anspruch 3, wobei die Strukturschicht aus der Tunica-Submucosa-Schicht des Dünndarms hergestellt ist.
Das Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, wobei das kollagene Material mit einem Vernetzungsmittel vernetzt ist.
Das Verfahren nach Anspruch 5, wobei das Vernetzungsmittel 1-Ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)carbodiimid Hydrochlorid (EDC) ist.
Das Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 6, wobei die Tunica submucosa des Dünndarms mechanisch gereinigt wird, um die Tunica muscularis und die Tunica mucosa zu entfernen.
Das Verfahren nach Anspruch 7, wobei die mechanisch gereinigte Tunica submucosa chemisch gereinigt wird.
Das Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 8, wobei die Tunica submucosa sterilisiert wird.
Das Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das mit Säure extrahierte fibrilläre oder nicht-fibrilläre Kollagen durch Säureextraktion einer Kollagenquelle hergestellt wird, um eine/ein fibrilläre/s Kollagendispersion oder -gel zu erhalten.
Das Verfahren nach Anspruch 10, wobei das Kollagen ein aus der Kollagenquelle säureextrahiertes Kollagen ist, unter Verwendung einer schwachen Säure, wie Essig-, Zitrus- oder Ameisensäure.
Das Verfahren nach Anspruch 10 oder 11, wobei nach der Säureextraktion das Kollagen mit Salz präzipitiert und gewonnen wird.
Das Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 12, wobei die Kollagendispersion bei einer Konzentration von ca. 1 bis 10 mg/ml liegt.
Das Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 13, wobei die Kollagenschicht mechanisch gescherte oder gehackte Kollagenfasern umfasst.
Das Verfahren nach einem der Ansprüche 10 bis 13, wobei die Kollagenfäden in die Kollagenschicht eingearbeitet sind.
Das Verfahren nach Anspruch 15, wobei eine Helix oder Flechte eines Kollagenfadens eingearbeitet ist.
Das Verfahren nach Anspruch 16, wobei die Durchmessergröße des helixförmigen oder geflochtenen Fadens zwischen 25 und 50 Mikrometer liegt.
Das Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die erste Strukturschicht in Schritt a) zu einem Rohr geformt wird.
Das Verfahren nach Anspruch 18, wobei die erste Schicht durch Nähen, Klebeverbindung, Hitzeverbindung oder durch mecha nische Mittel zu einem Rohr geformt wird.
Das Verfahren nach Anspruch 18 oder 19, wobei die zweite Schicht in Schritt b) auf der Innenfläche des Rohrs der ersten Schicht abgelagert wird.
Das Verfahren nach Anspruch 20, wobei die erste Schicht an einem Ende versiegelt ist und die Kollagendispersion das Rohr ausfüllt.
Das Verfahren nach Anspruch 20, wobei die zweite Schicht in Schritt b) auf der Innenfläche des Rohrs ersten Schicht dadurch abgelagert wird, dass die Kollagendispersion gleichzeitig in beide Enden des Rohrs der ersten Schicht fließt.
Das Verfahren nach einem der Ansprüche 20 bis 22, wobei das Rohr dann in 20% Polyethylenglycol (PEG) in einer phosphat-gepufferten Kochsalzlösung (PBS) bei einem pH-Wert von ca. 7 platziert wird.
Das Verfahren nach Anspruch 23, wobei eine Stange mit einem Durchmesser, der für das Lumen der Prothese erwünscht ist, in die Lösung der Kollagendispersion eingeführt wird.
Das Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die zweite Schicht mit einem anti-thrombischen Medikament behandelt wird.
Das Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei das Verfahren zusätzlich die Ablagerung einer weiteren Schicht eines mit Säure extrahierten fibrillären oder nicht-fibrillären Kollagens auf die Außenfläche der ersten Strukturschicht zur Bildung einer dritten Schicht umfasst.