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Technisches
Gebiet
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Kollagenmaterial, das ein Laminat
umfasst, in dem eine ultrafeine, fasrige, vliesstoffartige Kollagen-Mehrschichtstruktur
zwischen nichtfasrigen Kollagenschichten geschichtet ist, ein fadenförmiges Material,
welches das Kollagenmaterial enthält, und ihre Herstellungsverfahren
sowie ein medizinisches Material, welches das Kollagenmaterial enthält, und
insbesondere eine alternative medizinische Membran, die aus dem
medizinischen Material besteht.
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Hintergrund
der Erfindung
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Von
den verschiedenen Materialien, die als medizinische Materialien
verwendet werden, weist tierisches Kollagen hervorragende Bioaffinität und Histokompatibifität, geringe
Antigenität,
Wirtszelldifferenzierungs- und wachstumsfördernde Wirkung und hämostatische
Wirkung auf und wird vollkommen abgebaut und im Körper absorbiert.
Folglich weist es Eigenschaften auf, die vor allem zur Verwendung
als medizinisches Material geeignet sind. Derzeit sind tierische
Kollagentypen I bis XIX bekannt, und Kollagentypen I bis V werden auf
verschiedene Arten als medizinisches Material verwendet. Vor allem
Kollagentyp I, das als extrazelluläre Matrix geeignet ist, wird
häufig
verwendet. Diese Kollagene werden durch saure Solubilisierung, alkalische
Solubilisierung, neutrale Solubilisierung und enzymatische Solubilisierung
aus dem Bindegewebe von verschiedenen Organen, wie beispielsweise
Haut, Knochen, Knorpel, Sehnen und Eingeweiden, von Tieren, wie
beispielsweise Kühen,
Schweinen, Vögeln,
Kängurus
usw., extrahiert und gereinigt. Herkömmlicherweise verwendetes extrahiertes
Kollagen ist solches, das auf molekularer Ebene in Monomere und
Oligomere abgebaut und in Form eines Pulvers oder einer Flüssigkeit
aufbewahrt wird. Da diese extrahierten Kollagene in einem Zustand
vorliegen, in dem Kollagenmoleküle
in Monomere und Oligomere abgebaut werden, wenn sie in Kontakt mit
Wasser, Körperflüssigkeiten
oder Blut kommen, bilden sie extrem rasch ein Sol. Wenn diese Kollagene als
medizinische Materialien verwendet werden, werden diese folglich
entweder verwendet, indem die Oberfläche eines synthetischen Poly mermaterials,
wie beispielsweise Nylon oder Silicon, mit Kollagen bedeckt wird,
um dem Material während
der Verarbeitung einen bestimmten Grad an Festigkeit zu verleihen,
oder indem das aus dem extrahierten Kollagen geformte Produkt unter
Verwendung eines Vernetzers einer chemischen Vernetzungsbehandlung
oder unter Verwendung von Strahlung, elektrischen Strahlen, Ultraviolettstrahlen
oder Hitze einer physikalischen Vernetzungsbehandlung unterzogen
wird, um die Gestalt des Materials für einen bestimmten Zeitraum
aufrechtzuerhalten, wenn es auf den Körper angewandt wird. Außerdem wird,
obgleich diese extrahierten Kollagene als Fäden für medizinische Behandlung verwendet
werden können,
indem sie in die Form eines Fadens gebracht werden, Nassspinnen
zum Spinnen eingesetzt.
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Im
Falle eines Materials, in dem Kollagen mit einem synthetischen Polymermaterial
kombiniert wird, verbleibt das synthetische Polymermaterial jedoch
als Fremdstoff im Körper,
was zu Anfälligkeit
für Störungen, wie
beispielsweise Granulierung und Entzündung, führen kann, und diese Materialart
kann nicht für
alle Zellen und Eingeweide verwendet werden. Darüber hinaus war es auch bei
Durchführung
einer Vernetzungsbehandlung an Kollagenmaterialien nicht möglich, diese
Materialien zur Verwendung als medizinisches Material, das Nähen erfordert,
zu bearbeiten, da die physikalischen Eigenschaften des Kollagenmaterials,
insbesondere die Zugfestigkeit, kaum verbessert wurden. Auch wenn
ein Vernetzer, wie beispielsweise Glutaraldehyd oder Epoxy, verwendet
wird, wird nicht nur die Toxizität
des Vernetzers im Körper
zu einem Problem, sondern es besteht auch der Nachteil, dass biochemische
Eigenschaften, die dem Kollagen eigen sind, vor allem fördernde Wirkungen
auf Zellwachstum, verloren gehen.
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Weiters
ist im Falle einer physikalischen Vernetzungsbehandlung die Vernetzungsgeschwindigkeit
instabil, wodurch sie dem Kollagenmaterial keine angemessenen physikalischen
Eigenschaften verleihen kann. Auch die Durchführung einer Vernetzungsbehandlung,
so dass die Absorptionsgeschwindigkeit im Körper geregelt werden kann,
stellt sich schwierig dar. Auf der anderen Seite ist gesponnenes
Kollagen aufgrund von unzureichender Festigkeit nicht zur Verwendung
als Nähmaterial
geeignet.
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Andererseits
gibt es, auch wenn es notwendig ist, geöffnetes Endokranium, geöffnetes
Perikard, geöffnete
Pleura, geöffnetes
Peritoneum oder geöffnete
seröse
Membran (Serosa) wieder zusammenzunähen, wenn eine Operationswunde
nach Durchführung
einer Operation am Gehirn oder an verschiedenen Eingeweiden zur
Behandlung unterschiedlicher Erkrankungen oder Traumata wieder geschlossen
werden soll, viele Fälle,
in denen sich ein fehlender Abschnitt in der Membran bildet, der
verhindert, dass eine chirurgische Wunde komplett verschlossen wird,
weil sich je nach der Länge
der Naht oder der Membran, der teilweise beschädigt ist, ein verkürzter Abschnitt
bildet. Wenn solch ein fehlender Abschnitt nicht korrigiert wird,
können
Eingeweide, wie beispielsweise das Gehirn, das Herz, die Lunge und
der Darm, von der Stelle aus, wo die Membran fehlt, herniieren,
was zu schweren Störungen
führt,
oder Wasser oder Luft können
aus den Eingeweiden oder Bereichen um die Eingeweide entweichen,
was verhindert, dass die Operationswunde heilt. Da die Eingeweide an
umliegendem Gewebe haften können,
kann außerdem
das Gewebe geschädigt
werden, wodurch eine positive Prognose verhindert wird. Folglich
werden aus einer Leiche entnommenes gefriergetrocknetes menschliches
Endokranium oder poröse
elastische Polytetrafluorethylenfolien (EPTFE) (Tissue Goretex,
Markenname), Polypropylensiebe, Teflonfolien oder Dacronfolien usw.
als alternative medizinische Membranen verwendet, die als Füllmaterial
für diese
fehlenden Abschnitte verwendet werden können. Darüber hinaus wird derzeit ein
Copolymer aus Milchsäure
und ε-Caprolacton
(50 : 50) entwickelt. Als letzte Möglichkeit gibt es auch Verfahren,
welche die Verwendung der eigenen Fascia lata eines Patienten oder
des eigenen Perikards, der eigenen Haut oder eines eigenen Muskels
eines Patienten usw. umfassen.
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Bei
Verwendung von menschlichem Endokranium findet jedoch eine Haftung
zwischen dem eingebrachten menschlichen Endokranium und Parenchymgewebe
des Gehirns statt. Das bringt nicht nur die Gefahr mit sich, dass
nach der Operation epi leptische Anfälle auftreten, sondern auch
das ethische Problem der Entnahme von Proben von menschlichen Leichen
sowie das Problem, dass die Verfügbarkeit äußerst eingeschränkt ist.
Vor kurzem wurde über
durch transplantiertes Endokranium ausgelöste Fälle der Creutzfeldt-Jakob-Krankheit
(CJK) bei Patienten berichtet, die Endokraniumtransplantate erhielten
(J. Neurosurgery 21 (2), 167–170
(1993)). In Japan wird menschliches Endokranium derzeit nicht verwendet.
Außerdem
führen
die EPTFE-Materialien usw., die im Körper nicht abgebaut werden,
sondern als Fremdstoff erhalten bleiben, oft zu Injektionen oder,
wenn sie in Kontakt mit Körpergewebe
kommen, zu fettiger Degeneration von Gewebezellen usw., was bekannterweise
häufig
zu postoperativen Komplikationen führt. Copolymere aus Milchsäure und ε-Caprolacton sind
im Körper
abbaubar. Obwohl sie nach der Zufuhr zum Körper nach und nach abgebaut
werden, dauert es eine lange Zeit von fast zwei Jahren, bis sie
vollkommen abgebaut und absorbiert sind. Folglich verbleiben auch
sie kurze Zeit als Fremdstoff im Körper, verursachen Gewebeentzündungen
während
des Abbauprozesses und bilden Granulome. Da dieses Copolymer die
L-Form von Milchsäure
als Monomer verwendet, kann Milchsäure im Copolymer kristallisieren
und Entzündungen
verursachen. Außerdem
fördern
weder EPTFE noch Copolymere aus Milchsäure und ε-Caprolacton die Regeneration
von Biomembranen. Weiters stellen Verfahren, bei denen die eigene
Fascia lata usw. eines Patienten verwendet werden, sowohl für den Patienten
als auch für
den Arzt eine große
Belastung dar.
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Obwohl
Materialien, wie beispielsweise die oben genannten EPTFE, Polypropylensiebe
(Marlex), getrockneten menschlichen Endokranien und Glutaraldehyd-(GA-)behandelten
Rinderperikarde, in der Vergangenheit als Perikardfüllstoffe
verwendet wurden, bringen EPTFE und getrocknetes menschliches Perikard
die oben genannten Nachteile mit sich. Darüber hinaus führen Polypropylensiebe
zu starker Haftung am Herzen. Da GA-behandeltes Rinderperikard im
Körper
verbleibt, ohne dass es absorbiert oder abgebaut wird, führt das zu
einer Verschlechterung des Zustands aufgrund der Ablagerung von
Mineralstoffen, und Komplikationen aufgrund von interstitieller
Pneumonie, die durch eine Immunreaktion des Rinderperikards ausgelöst wird,
wurden ebenfalls beobachtet.
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Darüber hinaus
führt,
obwohl Polyglykolsäure-Vliesstoffe
und Rinderperikard als Pleurafüllstoff
oder zur automatischen Verschließung verwendet wurden, um nach
einer Lungenoperation das Entweichen von Luft aus der Operationsstelle
zu verhindern, Polyglykolsäure
zu starker Haftung, und da es nicht transparent ist, kann es nur
schwer für
eine automatische Verschließung
eingesetzt werden. Außerdem
weist Rinderperikard die oben genannten Nachteile auf.
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Aus
diesen Gründen
besteht die Notwendigkeit der Entwicklung eines Kollagenmaterials,
das Kollagen als Rohmaterial verwendet, ohne es mit der Verwendung
eines synthetischen Polymermaterials zu kombinieren, physikalische
Eigenschaften aufweist, die die Herstellung einer Naht ermöglichen,
während
gleichzeitig die Stoffeigenschaften des Kollagens aufrechterhalten
werden, und seine Gestalt auch nach Einbringung in den Körper ausreichend
lange aufrechterhält;
seines Herstellungsverfahrens; und eines medizinischen Materials,
auf dem es basiert, wobei Beispiele ein peripheres Neuralrohr, eine
künstliche
Wirbelsäule,
eine künstliche
Speiseröhre,
eine künstliche
Luftröhre,
ein künstliches
Blutgefäß, eine
künstliche
Klappe oder künstliche alternative
medizinische Membranen, wie z. B. ein künstliches Endokranium, künstliche
Bänder,
künstliche Sehnen,
chirurgische Nähte,
chirurgische Füllstoffe,
chirurgische Verstärkung,
Wundverbandmaterialien, künstliche
Haut und eine künstliche
Hornhaut umfassen. Vor allem besteht im klinischen Bereich starker
Bedarf an der Entwicklung verschiedener Arten von medizinischen
Materialien, die als alternative medizinische Membranen verwendet
werden können,
keine ethischen Probleme aufwerfen, konstant verfügbar sind,
beim Einbringen in den Körper
nach einer Operation Haftung an der Operationswunde verhindern,
kein Infektionsrisiko mit sich bringen, keine Gewebedegeneration
verursachen, eine Regelung der Abbaugeschwindigkeit nach der Einbringung
ermöglichen
und die Regeneration von Biomembranen, insbesondere Endokranien,
Perikarden, Pleuren, Peritoneen oder serösen Membranen, fördern.
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Offenbarung der Erfindung
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Als
Ergebnis gewissenhafter Forschung, um die oben genannten Probleme
zu lösen,
haben die Erfinder der vorliegenden Erfindung herausgefunden, dass
ein Kollagenmaterial, das ein Laminat umfasst, worin eine ultrafeine,
fasrige, vliesstoffartige Kollagen-Mehrschichtstruktur zwischen
nichtfasrigen Kollagenschichten geschichtet ist, hervorragende Eigenschaften
als medizinisches Material sowie physikalische Eigenschaften aufweist,
sodass es als Nähmaterial
geeignet ist, wodurch die vorliegende Erfindung erreicht wurde.
Die vorliegende Erfindung betrifft nämlich ein Kollagenmaterial,
das ein Laminat umfasst, worin eine ultrafeine, fasrige, vliesstoffartige
Kollagen-Mehrschichtstruktur zwischen nichtfasrigen Kollagenschichten
geschichtet ist. Außerdem
betrifft die vorliegende Erfindung ein Herstellungsverfahren für das oben
genannte Kollagenmaterial, welches das Einfrieren einer Kollagenlösungsschicht;
Gefriertrocknen, um eine feine, fasrige Kollagenschicht zu bilden;
Komprimieren; Wiederholen eines aus Eintauchen in eine Kollagenlösung und
Lufttrocknung bestehenden Vorgangs; gefolgt von der Durchführung einer
Vernetzungsbehandlung umfasst. Darüber hinaus betrifft die vorliegende
Erfindung ein fadenförmiges
Material, das ein Kollagenmaterial enthält, welches ein Laminat umfasst,
in dem eine ultrafeine, fasrige, vliesstoffartige Kollagen-Mehrschichtstruktur
zwischen nichtfasrigen Kollagenschichten geschichtet ist; und ein
Herstellungsverfahren für
das oben genannte fadenförmige Material,
umfassend das Herstellen von Kollagenfäden durch Nassspinnen einer
Kollagenlösung;
Einfrieren der Kollagenfäden;
Gefriertrocknen; Komprimieren der Kollagenfäden; Wiederholen eines aus
Eintauchen in eine Kollagenlösung
und Lufttrocknung bestehenden Vorgangs; gefolgt von der Durchführung einer
Vernetzungsbehandlung. Weiters betrifft die vorliegende Erfindung
ein medizinisches Material, das ein Kollagenmaterial enthält, welches
ein Laminat umfasst, in dem eine ultrafeine, fasrige, vliesstoffartige
Kollagen-Mehrschichtstruktur zwischen nichtfasrigen Kollagenschichten
geschichtet ist, eine alternative medizinische Membran, die aus
dem medizinischem Material besteht, und insbesondere eine alternative
medizinische Membran mit einer vernetzten Gelatinegelschicht oder
Hyaluronsäureschicht
auf einer oder auf beiden Seiten.
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Kurzbeschreibung
der Abbildungen
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1 zeigt
die Struktur des Kollagenmaterials gemäß vorliegender Erfindung.
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Die 2 bis 5 sind
elektronenmikroskopische Aufnahmen der Form der einzelnen Fasern
des Kollagenmaterials gemäß vorliegender
Erfindung.
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Bevorzugte
Ausführungsform
der Erfindung
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1 zeigt
die Struktur des Kollagenmaterials der vorliegenden Erfindung. In
diesem Kollagenmaterial dienen ultrafeine Fasern 15, die
aus verschiedenen Kollagenmolekülen
bestehen und einen Durchmesser von etwa 5 nm aufweisen, als Grundbaustein
zur Bildung feiner Fasern 14 mit einem Durchmesser von
etwa 50 nm, und diese bilden schmale Fasern 13a und 13b mit
einem Durchmesser von etwa 2 μm.
Wie in den Zeichnungen dargestellt, bilden diese schmalen Fasern 13a und 13b Fasern 12 mit
einem Durchmesser von etwa 6 μm,
indem sie abwechselnd als Kette und Schuss übereinandergelegt werden, und
diese überlappen sich
in koaxialer Richtung, um Plattenfasern mit einem Durchmesser von
etwa 20 bis 50 μm
zu bilden. Diese Plattenfasern 11 bilden eine ultrafeine,
fasrige, vliesstoffartige Kollagen-Mehrschichtstruktur 10,
und nichtfasrige Kollagenschichten 20a und 20b,
worin Kollagenmoleküle
in Form von Monomeren und Oligomeren dispergiert sind, sind auf
der Außenseite
vorhanden. Außerdem
sind auch Kollagenmoleküle
zwischen den Plattenfasern der vliesstoffartigen Kollagen-Mehrschichtstruktur
enthalten. 2 ist eine elektronenmikroskopische
Aufnahme eines Querschnitts des Kollagenmaterials der vorliegenden
Erfindung. 3 zeigt eine Faser 12,
die durch abwechselndes Übereinanderlegen
schmaler Fasern 13a und 13b gebildet wurde. 4 zeigt ultrafeine
Fasern 15 und eine feine Faser 14, die unter Verwendung
von ultrafeinen Fasern 15 als Grundbaustein hergestellt
wurde. 5 zeigt eine ultrafeine Faser 15.
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Beispiele
für Kollagen,
das als Rohmaterial für
das Kollagenmaterial verwendet werden kann, das aus einem Laminat
besteht, worin eine ultrafeine, fasrige, vliesstoffar tige Kollagen-Mehrschichtstruktur
zwischen nichtfasrigen Kollagenschichten geschichtet ist, umfassen
verschiedene Kollagenarten nach dem Stand der Technik, vorzugsweise
neutral solubilisiertes Kollagen, sauer solubilisiertes Kollagen,
alkalisch solubilisiertes Kollagen oder enzymatisch solubilisiertes
Kollagen. Davon ist enzymatisch solubilisiertes Kollagen insbesondere
bevorzugt, da es die Behandlung von unlöslichem Kollagen mit einem
Enzym (z. B. Pepsin, Trypsin, Chymotrypsin, Papain und Pronase)
umfasst, wobei durch diese Behandlung der stark antigene Telopeptidabschnitt
in den Kollagenmolekülen
entfernt wird, was zu verringerter Antigenität führt. Der Ursprung dieses Kollagens
ist nicht speziell eingeschränkt,
und im Allgemeinen kann Kollagen vom Typ I oder ein Gemisch von Kollagen
vom Typ I und Typ III verwendet werden, das durch Extraktion und
Reinigung aus Haut, Knochen, Knorpel, Sehnen, Eingeweiden usw. von
Tieren, wie beispielsweise Kühen,
Schweinen, Kaninchen, Schafen, Kängurus,
Vögeln
und Fischen usw., erhalten wird.
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Wenn
das Kollagenmaterial gemäß vorliegender
Erfindung, das eine oben beschriebene ultrafeine Faserstruktur aufweist,
mit einem Material verglichen wird, das nur aus nichtfasrigem Kollagen
mit einer amorphen Struktur besteht, worin Kollagenmoleküle im Zustand
von Monomeren und Oligomeren dispergiert sind, die in der Vergangenheit
als verschiedene Arten von medizinischen Materialien verwendet wurden,
weist Ersteres, obwohl es die für
Kollagen typische Wirkung auf den Körper beibehält, im Vergleich mit Zweiterem
nicht nur hervorragende physikalische Eigenschaften, insbesondere
hervorragende Zugfestigkeit, auf, sondern auch die Absorptionsgeschwindigkeit
im Körper
wird angemessen ausgedehnt erhöht.
Darüber
hinaus liegt ein fadenförmiges
Material, welches das Kollagenmaterial gemäß vorliegender Erfindung enthält, in Form
eines Fadens aus einem Kollagenmaterial vor, das ein Laminat umfasst,
worin eine ultrafeine, fasrige, vliesstoffartige Kollagen-Mehrschichtstruktur
zwischen nichtfasrigen Kollagenschichten geschichtet ist. Weiters
ist ein medizinisches Material, welches das Kollagenmaterial gemäß vorliegender
Erfindung umfasst, ein zu verschiedenen Arten von medizinischem
Material verarbeitetes Produkt aus Kollagenmaterial, das ein Laminat
umfasst, worin eine ultrafeine, fasrige, vliesstoffartige Kollagen-Mehrschichtstruktur
zwischen nichtfasrigen Kollagenschich ten geschichtet ist. Beispiele
für Arten
von medizinischem Material umfassen Membranen, Röhren, Taschen und Klumpen.
Ein spezifisches Beispiel für
eine Anwendung dieses medizinischen Materials ist eine alternative
medizinische Membran, genauer gesagt ist ein bevorzugtes Beispiel
eine alternative medizinische Membran mit einer vernetzten Gelatinegelschicht
oder Hyaluronsäureschicht
auf einer oder auf beiden Seiten. In diesem Fall beträgt die Dicke
vorzugsweise etwa 0,1 bis 5 mm.
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Die
Gelatinegelschicht, die auf der Oberfläche der alternativen medizinischen
Membran der vorliegenden Erfindung vorhanden sein kann, fungiert
als Haftvorbeugungsschicht zur Verhinderung der Ausbreitung von
Zellen vom umliegenden Körpergewebe
an Stellen, an denen die Haftung aufgrund der Wirkung von Gelatine
verhindert werden muss, die Zellhaftung und -wachstum verhindert.
Weiters weist Hyaluronsäure
die Wirkung auf, dass es die Kollagenstabilität verbessert und Haftung verhindert.
In der alternativen medizinischen Membran der vorliegenden Erfindung
ist, da es für
die Gelatinegelschicht oder Hyaluronsäureschicht erforderlich ist,
dass sie 3 bis 4 Wochen lang nach Einbringung in den Körper nicht
abgebaut oder absorbiert wird, diese Gelatinegelschicht oder Hyaluronsäureschicht
vernetzt.
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Um
das Kollagenmaterial der vorliegenden Erfindung, das ein Laminat
umfasst, worin eine ultrafeine, fasrige, vliesstoffartige Kollagen-Mehrschichtstruktur
zwischen nichtfasrigen Kollagenschichten geschichtet ist, herzustellen,
wird eine etwa 1 N Salzsäurelösung (pH
etwa 3) von Kollagen hergestellt, nachdem eine oben beschriebene
Extraktion und Reinigung vorgenommen wurde (die Kollagenkonzentration
beträgt
vorzugsweise etwa 0,5 bis 3 Gew.-%, insbesondere etwa 1 Gew.-%),
und eine Kollagen-Salzsäurelösungsschicht
wird in einem Behälter,
wie beispielsweise einer Petrischale, so hergestellt, dass die flüssige Phase
eine willkürliche gleichmäßige Dicke
aufweist, wobei ein Routineverfahren, wie beispielsweise Gießen, verwendet
wird. Obwohl die Dicke der Kollagen-Salzsäurelösungsschicht gemäß der Anwendung
des Kollagenmaterials der vorliegenden Erfindung bestimmt wird,
beträgt
sie im Falle ihrer Verwendung als beispielsweise alternative medizinische Membran
in Form eines Endokraniums etwa 1 bis 5 cm, insbesondere etwa 1
bis 3 cm. Diese wird dann bei vorzugsweise etwa –10 bis –196°C, insbesondere etwa –20°C, zumindest
6 Stunden lang, vorzugsweise etwa 6 bis 48 Stunden lang, insbesondere
etwa 24 Stunden lang, eingefroren. Als Ergebnis des Einfrierens
werden feine Eisteilchen zwischen den Kollagenmolekülen gebildet,
die in der Salzsäurelösung dispergiert
sind, und eine Phasentrennung findet in der Kollagen-Salzsäurelösung statt,
was aufgrund der Umlagerung der Kollagenmoleküle in der Bildung von feinen
Fasern resultiert. Wenn die Einfrierdauer weniger als 6 Stunden
beträgt, werden
aufgrund des unzureichenden Einfrierens der Kollagen-Salzsäurelösung nicht
ausreichend feine Fasern aus den Kollagenmolekülen gebildet, wodurch keine
angemessenen physikalischen Eigenschaften erzielt werden können. Als
Nächstes
wird die oben genannte eingefrorene Kollagen-Salzsäurelösung im
Vakuum bei vorzugsweise etwa –40
bis –80°C, insbesondere
bei etwa –80°C, vorzugsweise
etwa 24 bis 48 Stunden lang, insbesondere etwa 48 Stunden lang,
gefriergetrocknet. Als Ergebnis des Gefriertrocknens, wobei die
feinen Eisteilchen zwischen den Kollagenmolekülen verdampft werden, dienen
die ultrafeinen Fasern, die aus Kollagenmolekülen bestehen, als Grundbaustein
zur Herstellung einer vliesstoffartigen Kollagenschicht aus feinen Fasern,
schmalen Fasern, Fasern und Plattenfasern, wie oben beschrieben
wurde.
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Als
Nächstes
wird die auf die oben beschriebene Weise erhaltene vliesstoffartige
Kollagenschicht unter Verwendung einer Presse auf eine gleichmäßige Dicke
komprimiert. Als Ergebnisse des Komprimierens wird die Verweildauer
des Kollagenmaterials gemäß vorliegender
Erfindung im Körper
geregelt. Im Falle der Verwendung einer 1-Gew.-%-Kollagen-Salzsäurelösung wird
beispielsweise 15 Sekunden lang bei einem Druck von beispielsweise
200 kg/cm2 über einen Kompressionsverhältnisbereich
von 30 bis 60 komprimiert. Als Nächstes
wird die komprimierte Kollagenschicht in eine Kollagen-Salzsäurelösung eingetaucht
und luftgetrocknet. Dieser Eintauch- und Lufttrocknungsschritt wird 5- bis
20-mal wiederholt. Die hier verwendete Kollagen-Salzsäurelösung ist
eine nichtfasrige Kollagenlösung,
die etwa 0,5 bis 3 Gew.-%,
insbesondere etwa 2 Gew.-%, extrahiertes und gereinigtes Kollagen
in etwa 1 N Salzsäure
umfasst, worin Kollagenmoleküle
im Zustand von Monomeren und Oligomeren dispergiert sind, und als
Ergebnis des Eintauchens der komprimierten Kol lagenschicht in diese
Kollagenlösung
werden die in der Kollagenlösung
dispergierten Kollagenmoleküle zwischen
die Plattenfasern der vliesstoffartigen Kollagenschicht aufgenommen.
Als Ergebnis tritt eine Verankerungswirkung auf, die nicht nur Festigkeit
bereitstellt, sondern auch die Wasserbeständigkeit erhöht. Obwohl es
möglich
ist, diesen Eintauch- und Lufttrocknungsschritt 5- bis 20-mal zu
wiederholen, kann die Anzahl an Wiederholungen geeigneterweise in Übereinstimmung
mit der Anwendung des Kollagenmaterials gemäß vorliegender Erfindung bestimmt
werden. Als Nächstes
wird die eingetauchte und luftgetrocknete Kollagenschicht einer
Vernetzungsbehandlung unterzogen, um das Kollagenmaterial der vorliegenden
Erfindung zu erhalten, das ein Laminat umfasst, worin eine ultrafeine,
fasrige, vliesstoffartige Kollagen-Mehrschichtstruktur zwischen nichtfasrigen
Kollagenschichten geschichtet ist. Als Ergebnis der Durchführung der
Vernetzungsbehandlung kann ein medizinisches Material, welches das
Kollagenmaterial gemäß vorliegender
Erfindung enthält,
so angepasst werden, dass es für
einen gewünschten
Zeitraum nach seiner Einbringung in den Körper dort verbleibt. Vorzugsweise
wird eine thermale Dehydratisierungsvernetzung durchgeführt, um
die Kontrolle des Vernetzungsgrades zu vereinfachen und die Wirkung
des Vernetzers auf den Körper
aufzuheben. Um eine thermale Dehydratisierungsvernetzung durchzuführen, wird
die oben erhaltene eingetauchte und luftgetrocknete Kollagenschicht
im Vakuum vorzugsweise etwa 6 bis 48 Stunden lang, insbesondere
etwa 24 Stunden lang, auf vorzugsweise 105 bis 150°C, insbesondere
etwa 140°C,
erhitzt. Wenn auf eine Temperatur unter 105°C erhitzt wird, findet keine
ausreichende Vernetzungsreaktion statt. Wenn auf eine Temperatur über 150°C erhitzt wird,
wird das Kollagen schlussendlich denaturiert. Als Nächstes kann
das Kollagenmaterial der vorliegenden Erfindung, das durch das oben
beschriebene Verfahren erhalten wurde, bei Bedarf durch Ethylenoxidgasbehandlung,
Ultraviolettbestrahlung oder Gammabestrahlung sterilisiert werden.
Das Kollagenmaterial der vorliegenden Erfindung, das auf die oben
beschriebene Weise hergestellt wurde, weist in trockenem Zustand
eine Einpunkt-Stützspannung
von zumindest 23 N und insbesondere 45 N oder mehr, eine Reißfestigkeitsspannung
von zumindest 170 N und insbesondere 230 N oder mehr und in nassem
Zustand eine Einpunkt-Stützspannung
von zumindest 2 N und insbesondere 6 N oder mehr und eine Reißfestigkeitsspannung
von zumindest 12 N und insbesondere 23 N oder mehr auf (im Falle
eines Kollagenmaterials mit einem spezifischen Dichte von 0,74 g/cm3 und einer Dicke von 1 mm). Da dieses Kollagenmaterial
größere Festigkeit
aufweist als Kollagenmaterialien nach dem Stand der Technik, kann
es zu verschiedenen Arten von medizinischem Material verarbeitet
und auch als Nähmaterial
verwendet werden. Darüber
hinaus kann es seine Gestalt etwa 3 bis 8 Wochen lang beibehalten,
wenn es in den Körper
eingebracht wird. Außerdem
weist es die Stoffeigenschaften von Kollagen als medizinischem Material
auf.
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Da
das Kollagenmaterial der vorliegenden Erfindung hervorragende Festigkeit
aufweist, kann es auch für
Operationsnähte
verwendet werden. Ein fadenförmiges
Material, welches das Kollagenmaterial gemäß vorliegender Erfindung enthält, kann
auf die nachstehend beschriebene Weise hergestellt werden. Eine
etwa 1 N Salzsäurelösung (pH
etwa 3) von extrahiertem und gereinigtem Kollagen wird hergestellt
(die Kollagenkonzentration beträgt
vorzugsweise etwa 0,5–3
Gew.-%, insbesondere etwa 1 Gew.-%) und durch eine Düse mit einer Öffnung mit
vorzugsweise etwa 50 bis 300 μm,
insbesondere etwa 100 μm,
in ein Koagulationsbad gesprüht, um
Nassspinnen durchzuführen.
Der resultierende Kollagenfaden wird unter denselben Bedingungen
wie oben eingefroren und gefriergetrocknet, um einen Kollagenfaden
herzustellen. Als Nächstes
wird dieser Kollagenfaden unter denselben Bedingungen wie oben komprimiert.
Dann wird der komprimierte Kollagenfaden in eine Kollagen-Salzsäurelösung (etwa
2 Gew.-% in etwa 1 N Salzsäure)
eingetaucht und luftgetrocknet. Dieser Schritt wird 5- bis 20-mal
wiederholt. Danach wird der eingetauchte und luftgetrocknete Kollagenfaden
einer Vernetzungsbehandlung unter denselben Bedingungen wie oben
unterzogen, um ein fadenförmiges
Material zu erhalten, welches das Kollagenmaterial gemäß vorliegender
Erfindung enthält.
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Im
Falle der Verarbeitung des Kollagenmaterials gemäß vorliegender Erfindung auf
die oben beschrieben Weise zu einer alternativen medizinischen Membran
mit einer vernetzten Gelatinegelschicht oder Hyaluronsäureschicht
auf einer oder auf beiden Seiten wird die Gelatinegelschicht unter
Verwendung einer wässrige Gelatinelösung von
vorzugsweise etwa 2 bis 70 Gew.-%, insbesondere etwa 60 Gew.-%,
ausgebildet. Im Falle der Verwendung einer wässrigen Gelatinelösung mit
etwa 60 Gew.-% wird die Gelatinegelschicht jedoch im nassen Zustand
in einer Dicke von vorzugsweise etwa 0,1 bis 5 mm und insbesondere
etwa 1 mm und im trockenen Zustand in einer Dicke von etwa 0,06
bis 3 mm und insbesondere etwa 0,6 mm ausgebildet. Obwohl die Gelatinegelschicht
durch ein Verfahren, wie beispielsweise Beschichten oder Eintauchen
ausgebildet werden kann, kann die wässrige Gelatinelösung beispielsweise
in der gewünschten
Dicke in einen Behälter,
wie beispielsweise eine Petrischale, gegossen werden, und das Kollagenmaterial
der vorliegenden Erfindung, das auf die oben beschriebene Weise
erhalten wurde, kann darauf platziert werden, wonach das Ganze stehen gelassen
wird, damit die Gelatine gelieren kann. Im Falle der Ausbildung
einer Gelatinegelschicht auf beiden Seite wird auf der anderen Seite
ebenfalls ein ähnlicher
Vorgang durchgeführt,
um auf beiden Seiten eine Gelatinegelschicht zu bilden.
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Als
Nächstes
wird das auf diese Weise erhaltene Kollagenmaterial, auf dem auf
einer oder auf beiden Seiten eine Gelatinegelschicht ausgebildet
wurde, einer zweiten Vernetzungsbehandlung unterzogen. Als Ergebnis
der Durchführung
dieser Vernetzungsbehandlung wird die Abbaugeschwindigkeit und Absorptionsgeschwindigkeit
der Gelatinegelschicht geregelt. Aus den oben genannten Gründen ist
eine thermale Dehydratisierungsvernetzung das bevorzugte Vernetzungsverfahren.
Damit die Gelatinegelschicht nach der Einbringung in den Körper etwa
3 bis 4 Wochen darin verbleibt, wird das Kollagenmaterial, auf dem
die oben beschriebene Gelatinegelschicht ausgebildet wurde, einer
etwa 6- bis 48-stündigen,
insbesondere etwa 24-stündigen, thermalen
Dehydratisierungsvernetzungsbehandlung im Vakuum bei vorzugsweise
etwa 105 bis 150°C
und insbesondere bei etwa 140°C
unterzogen. Wenn die Temperatur unter 105°C liegt, findet keine angemessene Vernetzungsreaktion
statt, und wenn die Temperatur über
150°C liegt,
wird das Kollagen schlussendlich denaturiert.
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Die
auf diese Weise gebildete vernetzte Gelatinegelschicht hat die Aufgabe,
zu verhindern, dass der Kollagenabschnitt der vorliegenden alternativen
medizinischen Membran am umliegenden Gewebe haftet, bis jede Biomembran
regeneriert ist, und die Gelatinegelschicht wird etwa 3 bis 4 Wochen
lang nicht abgebaut oder absorbiert, bis sich eine Biomembran von
fehlenden Abschnitt der Membran ausgehend erstreckt und regeneriert
und den fehlenden Abschnitt der Membran ausfüllt.
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Im
Falle der Bildung einer Hyaluronsäureschicht wird eine wässrige Natriumhyaluronatlösungsschicht durch
ein Verfahren, wie beispielsweise Beschichten oder Eintauchen, auf
einer oder auf beiden Seiten des Kollagenmaterials gemäß vorliegender
Erfindung, das auf die oben beschriebene Weise erhalten wurde, ausgebildet,
indem eine wässrige
Natriumhyaluronatlösung
mit vorzugsweise etwa 0,5 bis 2,0 mg/ml und insbesondere 1,0 mg/ml
verwendet wird, wonach die wässrige
Lösungsschicht
luftgetrocknet wird, um eine Hyaluronsäureschicht zu bilden. Die wässrige Natriumhyaluronatlösungsschicht
wird in einer Dicke von vorzugsweise etwa 0,5 bis 4,0 mm und insbesondere
etwa 2 mm in nassem Zustand oder vorzugsweise etwa 0,1 bis 2,0 mm
und insbesondere etwa 1,0 mm in trockenem Zustand ausgebildet (im
Falle einer wässrigen
Lösung
von etwa 1,0 mg/ml), so dass die Hyaluronsäureschicht etwa 3 bis 4 Wochen
lang nicht abgebaut oder absorbiert wird, bis sich eine Biomembran
von fehlenden Abschnitt der zu reparierenden Membran ausgehend erstreckt und
regeneriert und den fehlenden Abschnitt der Membran ausfüllt. Um
die Hyaluronsäure
auf der Oberfläche des
Kollagenmaterials zu fixieren und die Hyaluronsäureschicht zu bilden, wird
eine zweite Vernetzungsbehandlung durchgeführt. Im Falle von Hyaluronsäure wird
die Vernetzungsbehandlung jedoch vorzugsweise mit einem wasserlöslichen
Carbodiimid (WLC) durchgeführt.
In diesem Falle wird das WLC vorzugsweise mit einer wässrigen
Natriumhyaluronatlösung
vorgemischt und mit Natriumhyaluronat auf das Kollagenmaterial aufgetragen,
um die Carboxygruppen des Kollagens mit den Aminogruppen der Hyaluronsäure zu vernetzen.
Die Konzentration des WLC in der wässrigen Natriumhyaluronatlösung beträgt vorzugsweise
etwa 5 bis 20 mg/ml und insbesondere etwa 8 bis 15 mg/ml. Eine wässrige Lösung, die
dieses Natriumhyaluronat und WLC enthält, wird hergestellt, gut gerührt und
auf eine oder bei de Seiten eines Kollagenmaterials aufgetragen,
vorzugsweise in einer Dicke von etwa 1 mm, gefolgt von einer Lufttrocknung,
um die Hyaluronsäureschicht
zu bilden.
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Das
auf die oben beschriebene Weise hergestellte Kollagenmaterial der
vorliegenden Erfindung weist bessere physikalische Eigenschaften
und insbesondere bessere Zugfestigkeit auf als extrahierte Kollagenmaterialien
nach dem Stand der Technik, und es kann unter Verwendung des Kollagenmaterials
alleine, ohne Laminieren auf synthetische Polymermaterialien usw.,
zu verschiedenen medizinischen Materialien verarbeitet werden und
auch zum Nähen
verwendet werden. Darüber
hinaus kann, wenn das Kollagenmaterial gemäß vorliegender Erfindung in
den Körper
eingebracht wird, es etwa 3 bis 8 Wochen lang seine Gestalt beibehalten, ohne
dass es sofort aufgelöst
wird. Aus diesen Gründen
kann es, durch Verarbeitung des Kollagenmaterials gemäß vorliegender
Erfindung in Form einer Membran, Röhre, Tasche oder eines Klumpen,
je nach spezieller Anwendung, als verschiedene Arten medizinischer
Materialien verwendet werden. Beispielsweise ist es als peripheres
Neuralrohr, künstliche
Wirbelsäule,
künstliche
Speiseröhre,
künstliche
Luftröhre,
künstliches
Blutgefäß, künstliche
Klappe oder künstliche
alternative medizinische Membran, wie z. B. künstliches Endokranium, künstliche
Bänder,
künstliche
Sehnen, chirurgische Nähte,
chirurgische Füllstoffe,
chirurgische Verstärkung, Wundverbandmaterial,
künstliche
Haut und künstliche
Hornhaut geeignet und kann die Heilung und Regeneration von geschädigtem Knochengewebe
beschleunigen. Alternativ dazu kann es auch als Druckstyptikum oder
dreidimensionales Medium bei Zellkultivierung verwendet werden.
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Weiters
kann eine das medizinische Material gemäß vorliegender Erfindung umfassende
alternative medizinische Membran, die auf die oben beschriebene
Weise erhalten wurde, zur Verhinderung von Haftung von Eingeweiden
und umliegendem Gewebe an fehlende Abschnitte einer Membran verhindern,
indem die fehlenden Abschnitte der Membran nach verschiedenen Operationsarten
ausgefüllt
werden. In der alternativen medizinischen Membran gemäß vorliegender
Erfindung wird eine alternative medizinische Membran gemäß vorliegender
Erfindung verwendet, worin eine Gelatinegelschicht oder Hyaluronsäureschicht
auf einer oder auf beiden Seiten ausgebildet wird, so dass die vernetzte
Gelatinegelschicht oder Hyaluronsäureschicht der Seite zugewandt
ist, die in Kontakt mit umliegendem Gewebe kommt, an dem keine Haftung
stattfinden soll. Im Falle der Verwendung der vorliegenden alternativen
medizinischen Membran als alternative Membran des Perikards wird
eine alternative Membran verwendet, worin eine Gelatineschicht oder
Hyaluronsäureschicht
auf beiden Seiten ausgebildet ist, so dass die Gelatineschicht oder
Hyaluronsäureschicht
der Seite zugewandt ist, die in Kontakt mit dem umliegenden Gewebe
kommt, während
im Falle der Verwendung der vorliegenden alternativen medizinischen
Membran als alternative Membran der Pleura, des Peritoneums oder
einer serösen
Membran eine alternative Membran verwendet wird, worin eine Gelatinegelschicht
oder Hyaluronsäureschicht
auf einer Seite ausgebildet wird, sodass die Gelatinegel- oder Hyaluronsäureschicht
der Seite zugewandt ist, die in Kontakt mit dem umliegenden Gewebe
kommt. Im Falle der Verwendung als alternative Membran des Endokraniums
kann eine alternative Membran verwendet werden, worin eine Gelatinegelschicht
oder Hyaluronsäureschicht
auf einer oder auf beiden Seiten ausgebildet ist. Im Falle der Verwendung
einer alternativen Membran, worin eine Gelatinegelschicht oder Hyaluronsäureschicht
auf einer Seite ausgebildet ist, wird die Membran so verwendet,
dass die Gelatinegelschicht oder Hyaluronsäureschicht der Seite zugewandt
ist, die in Kontakt mit Parenchymgewebe des Gehirns kommt. Darüber hinaus
kann dieses alternative Membranmaterial auch als Verstärkung beim
Nähen von
Blutgefäßen, des
Verdauungstrakts, der Luftröhre,
des Harnleiters, der Harnblase, einer serösen Membran oder einer periodontalen
Membran verwendet werden.
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Die
alternative medizinische Membran gemäß vorliegender Erfindung, die
als Material zum Füllen
fehlender Abschnitt von Biomembranen auf die oben beschriebene Weise
dient, kann als alternative Membran des Endokraniums, des Perikards,
der Pleura, des Peritoneums oder einer serösen Membran verwendet werden.
Wenn die vorliegende alternative Membran auf eine Operationswunde
aufgebracht wird, wird, während sich
die Biomembran, wie beispielsweise das Endokranium, das Perikard,
die Pleura, das Peritoneum oder eine seröse Membran, die um die Operationswunde verbleibt,
von der Stelle aus, die in Kontakt mit der vorliegenden alternativen
Membran ist, erstreckt und regeneriert, indem der Kollagenabschnitt
der vorliegenden alternativen Membran als Basis zur Regeneration
verwendet wird, eine Haftung an Stellen verhindert, wo Körpergewebe
in Kontakt mit der Gelatinegelschicht oder Hyaluronsäureschicht
kommt, um das Eindringen und die Ausbreitung von Zellen zu verhindern,
so dass der fehlende Abschnitt schließlich von der regenerierten
Biomembran ausgefüllt
ist, wonach die vorliegende alternative Membran als Ergebnis von
Abbau und Absorption im Körper
vollkommen eliminiert wird.
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Wie
oben beschrieben gibt es, obwohl das Kollagenmaterial der vorliegenden
Erfindung sowie ein medizinisches Material, welches das Kollagenmaterial
der vorliegenden Erfindung enthält,
und insbesondere eine alternative medizinische Membran höhere Zugfestigkeit
aufweisen als herkömmliche
Kollagenmaterialien und medizinische Materialien, die dieses enthalten,
bei Verwendung des vorliegenden medizinischen Materials als beispielsweise
künstliche
Harnblase Fälle,
in denen noch größere Festigkeit
erforderlich ist. Folglich können das
Kollagenmaterial der vorliegenden Erfindung und ein medizinisches
Material, welches das Kollagenmaterial gemäß vorliegender Erfindung enthält, bei
Bedarf eine plattenartige Siebzwischenschicht aufweisen, die aus
einem biologisch abbaubaren, absorbierbarem Material zusammengesetzt
ist. Beispiele für
biologisch abbaubare, absorbierbare Materialien umfassen Polyglykolsäure, Polymilchsäure, Copolymere
aus Glykolsäure und
Milchsäure,
Polydioxanon, Copolymere aus Glykolsäure und Trimethylencarbonat
oder ein Gemisch aus Polyglykolsäure
und Polymilchsäure.
Plattenartige Siebzwischenschichten aus diesen Materialien liegen
in Form einer Siebplatte, eines Gewebes, eines Vliesstoffs oder
einer Platte mit Löchern
mit einem Lochdurchmesser von beispielsweise etwa 50 bis 2.000 μm vor. Obwohl
ihre Dicke beispielsweise etwa 100 bis 2.000 μm beträgt, können der Lochdurchmesser und
die Dicke der Siebzwischenschicht je nach spezifischer Anwendung
geändert
werden.
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Um
ein Kollagenmaterial mit einer plattenartigen Siebzwischenschicht
aus einem biologisch abbaubaren, absorbierbaren Material herzustellen,
wird eine oben beschrie bene plattenartige Siebzwischenschicht in eine
Kollagen-Salzsäurelösung eingetaucht
gelassen, wenn die ultrafeine, fasrige, vliesstoffartige Kollagen-Mehrschichtstruktur
gebildet wird, wonach die Kollagen-Salzsäurelösungsschicht Schritten, wie
beispielsweise Einfrieren und Gefriertrocknen, unterzogen wird.
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Nachstehend
folgt eine Erläuterung
der vorliegenden Erfindung anhand von Beispielen.
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Beispiel 1
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Eine
1 N Salzsäurelösung von
1 Gew.-% Kollagen wurde unter Verwendung von Schweinehautkollagen
hergestellt, und die Lösung
wurde in eine Petrischale gegossen, um Kollagenlösungssschichten mit Dicken
von 6, 12 bzw. 18 mm herzustellen. Die Schichten wurden dann 24
Stunden lang bei –20°C eingefroren und
dann 24 Stunden lang bei –80°C gefriergetrocknet.
Danach wurden die Schichten 15 Sekunden lang bei Raumtemperatur
und einem Druck von 200 kg/cm2 unter Verwendung
einer Presse warmgepresst, um Schichten mit Dicken von etwa 0,2,
0,3 bzw. 0,5 mm zu erhalten. Eine 1 N wässrige Salzsäurelösung von
2 Gew.-% Kollagen wurde unter Verwendung des oben genannten Kollagens
als Rohmaterial hergestellt, und die oben erhaltenen gepressten
Kollagenschichten wurden in diese Kollagenlösung eingetaucht und luftgetrocknet.
Dieser Schritt des Eintauchens und Lufttrocknens wurde 5- oder 10-mal
wiederholt, wonach die eingetauchten und luftgetrockneten Schichten
einer 24-stündigen
thermalen Vernetzungsbehandlung im Vakuum bei 140°C unterzogen
wurden, um Kollagenmaterialien gemäß vorliegender Erfindung zu
erhalten.
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Die
Einpunkt-Stützspannung
und die Reißfestigkeitsspannung
der wie oben gemäß den unten
beschriebenen Verfahren hergestellten Kollagenmaterialien gemäß vorliegender
Erfindung wurden in nassen und trockenem Zustand gemessen.
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Kurze
Prüfkörper mit
den Maßen
15 × 40
mm wurden hergestellt. Unter Verwendung eines digitalen Push-Pull-Messgeräts (Aikoh
Engineering CPU Gauge) wurde in ei nem Bad mit konstanter Temperatur
und konstanter Feuchtigkeit, bei einer Temperatur von 25°C und einer
Feuchtigkeit von 50%, gemäß dem nachstehend
beschriebenen Verfahren eine Spannung gleichmäßig mit einer ISO-Geschwindigkeit
B (5 mm/min) in Axialrichtung der Prüfkörper angelegt, und die maximale
Spannung, bei der die Membran reißt, wurde sowohl in trockenem
als auch nassem Zustand gemessen (1 Minute lang in einer physiologischen
Kochsalzlösung
bei 37°C
hydratisiert oder 24 Stunden lang in einer physiologischen Kochsalzlösung bei
Raumtemperatur hydratisiert).
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1. Einpunkt-Stützspannung
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Ein
Faden (4-0 Prolin oder 2 Dexon) wurde an einer Stelle 5 mm innerhalb
der Mitte des Endes jedes Prüfkörpers eingenäht und verankert,
während
an das andere Ende Spannung angelegt wurde, indem es gleichmäßig mit
einer Klammer eingeklemmt wurde.
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2. Reißfestigkeitsspannung
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Spannung
wurde an beide Enden jedes Prüfkörpers angelegt,
indem beide Enden gleichmäßig mit
einer Klammer eingeklemmt wurden.
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Die
Ergebnisse sind in der nachstehenden Tabelle zusammengefasst.
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Gemäß den obigen
Ergebnissen wiesen die Kollagenmaterialien der vorliegenden Erfindung
hervorragende Eigenschaften auf und können als Nähmaterial verwendet werden.
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Gewerbliche
Anwendbarkeit
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Da
das Kollagenmaterial gemäß vorliegender
Erfindung, das ein Laminat umfasst, worin eine ultrafeine, fasrige,
vliesstoffartige Kollagen-Mehrschichtstruktur zwischen nichtfasrigen
Kollagenschichten geschichtet ist, physikalische Eigenschaften aufweist,
die seine Verwendung als Nähmaterial
ermöglichen,
obwohl es die Stoffeigenschaften von Kollagen beibehält, kann
es für
verschiedenste Arten von medizinischen Materialien verwendet werden.
Darüber
hinaus wirft die alternative medizinische Membran gemäß vorliegender
Erfindung keine ethischen Probleme auf, ist ständig verfügbar und kann als Material,
das den fehlenden Abschnitt einer Biomembran ausfüllt, oder
als Material, das Haftung verhindert, an eine Operationswunde genäht werden.
Weiters führt
es, während
es haftungsverhindernde Wirkung aufweist, da es nach dem Nähen so lange verbleibt,
bis die Biomembran regeneriert ist, und dann langsam abgebaut und
absorbiert wird, zu keinerlei Entzündungen usw., weil es längere Zeit
in Körpergewebe
verbleibt, wodurch eine sichere Verwendung ermöglicht wird.
