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Die
vorliegende Erfindung betrifft im Allgemeinen eine Gewebefixierung
und insbesondere ein bioprothetisches Gewebe mit einer Epoxidverbindung
und ein Verfahren zur Anwendung in der Gewebefixierung.
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Biologische
Gewebe, wie z.B. autologes Perikard und homologe Aortenklappen wurden
bereits in verschiedenen chirurgischen Anwendungen aufgrund ihrer
guten mechanischen Eigenschaften und Biokompatibilität eingesetzt.
Aus biologischem Gewebe gewonnene, chemisch modifizierte heterologe
Gewebe wurden bereits als Leitungen für periphere oder koronare Revaskularisation,
Abdeckungen, Bänderersetzungen
und Herzklappenprothesen verwendet. Es ist allgemein bekannt, dass
Kollagenfasern das Hauptgrundgerüst
biologischer Gewebe bilden.
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Die
physiochemischen und biomechanischen Eigenschaften von Kollagenmatrizen
sind direkt mit dem Aufbau von Kollagenfibrillen verwandt. Die Kollagenmoleküle werden
in den Fibrillen durch kovalente intermolekulare Quervernetzungen
stabilisiert, welche den Fibrillatmatrizen einen angemessenen Grad
an Zugfestigkeit und Biostabilität
verleihen.
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Nachdem
eine heterologes Gewebe aufweisende Prothese in eine lebende Wirtsumgebung
implantiert worden ist, wird das biologische Gewebe einer Wirtsreaktion
unterworfen, welche sowohl zellulare als auch enzymatische Angriffe
umfasst. Frühere
Studien haben gezeigt, dass implantierte heterologe Kollagengewebe
eine zellulare Reaktion provozierten, welche zu einer physikalischen
Invasion der implantierten Prothese durch Phagozyten (polymorphonukleare
Leukozyten, Makrophagen) und Fibroblasten führten. Leukozyten sind bekanntermaßen in der
Lage, Kollagenase und andere Proteasen und sauerstofffreie Radikale
abzusondern. Heterologe biologische Gewebe können leicht durch solche proteolytischen
Enzyme und/oder durch einen Oxidationsprozess abgebaut werden, der
signifikant die Festigkeit und die Lebensdauer der Kollagenfibrillen
reduziert. Um eine Langzeitstabilität zu erreichen, müssen aus
heterologen Geweben gewonnene Bioprothesen chemisch modifiziert
werden, um deren Beständigkeit
gegen einen enzymatischen Abbau zu verbessern, bevor sie in einen
Menschen für
einen Langzeitgebrauch implantiert werden können. Diese chemischen Modifizierungen
umfassen:
- (1) Quervernetzung zum Stabilisieren
der Kollagenmatrix, wie z.B. Verbesserung der molekularen Wechselwirkung
zwischen den Kollagenfibrillen, Elastin und anderen Proteinen; Erhöhen des
Gewebeermüdungsgrenzwertes
unter Stress; und Erhalten der Gewebeintegrität zum Verhindern einer entzündlichen Zelleninfiltration;
- (2) Modifikation des Kollagengewebes, um die Immunogenität zu minimieren;
heterologes Gewebe muss modifiziert werden, um die Immunogenität so zu
reduzieren, dass systemische und lokale nachteilige Effekte (z.B.
chronische Entzündung
oder Abstoßung)
minimiert werden;
- (3) Modifikation, um den enzymatischen Angriff zu minimieren:
Chemisch modifiziertes Gewebe kann für proteolytische Enzyme weniger
erkennbar sein.
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Die
Quervernetzung und Modifikation sind bevorzugt stabil, um optimale
Langzeitergebnisse zu erhalten.
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Der
Umfang des enzymatisch katalysierten Abbaus von Faserkollagen kann
durch zwei Faktoren beeinflusst werden: Der Verfügbarkeit erkennbarer Spaltungsstellen
für das
Enzym, und dem Grad der Wendelintegrität des Kollagens. Frühere Untersuchungen
legten nahe, dass einer Fixierung unterworfenes Gewebe und solche
mit einer größeren Vernetzungsdichte
eine größere Beständigkeit
gegen Abbau zeigen.
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Fixierung
bezieht sich auf die Deaktivierung der Aminosäure eines Kollagens durch Reaktion
mit einer Chemikalie, um die Antigenität des heterologen biologischen
Materials zu minimieren, und auf die Möglichkeit des enzymatischen
Abbaus durch Kollagenase und andere Proteasen. Somit würde die
Fixierung die Haltbarkeit des Kollagens verbessern.
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Zwei
Arten einer Fixierungsbehandlung können unterschieden werden.
Der erste Typ ist Quervernetzung, in welcher ein Molekül eines
Fixierungsmittels mit mehrfachen funktionalen Gruppen mit zwei oder
mehr Gruppen in einem Kollagen reagiert. Nach der Vernetzung ändern sich
die mechanischen Eigenschaften des Gewebes. Der zweite Typ der Fixierungsbehandlung
kann als Verzweigung bezeichnet werden, in welcher ein Fixierungsmittel
mit nur einer Gruppe reagiert, was dazu führt, dass ein Zweig durch die
Reaktionsaminosäure erzeugt
wird. Bei der Verzweigung erfahren die mechanischen Eigenschaften
(z.B. Flexibilität)
des Gewebes normalerweise eine geringe Veränderung.
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Sowohl
Vernetzung als auch Verzweigung ändern
die Antigenität
des Kollagengewebes, wenn eine Modifikation in einem ausreichenden
Umfang von Aminosäuren
vorliegt, und wenn die Propfstruktur (d.h., die Verzweigung) groß genug
ist, um die lokale molekulare Konformation (d.h., sowohl sequen tielle
als auch konformatiale Antigenbestimmungsstellen/Epitope) zu verändern. Ein
höherer
Fixierungsgrad des fixierten Biomaterials (Gewebes) führt im Allgemeinen
zu einer geringeren Antigenität.
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Da
die zellulare und enzymatische Aktivität des Wirts, sehr mit Entzündung in
Verbindung steht, und die Toxizität des restlichen Fixierungsmittels
zu der lokalen chronischen Entzündung
beitragen kann, ist eine minimale Resttoxizität der Prothese wünschenswert.
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Kollagengewebe
für mit
Blut in Verbindung stehende Anwendungen, wie z.B. Herzklappen und
Gefäße, sollten
auch eine ausgezeichnete Hämokompatibilität aufweisen.
Hydrophilität,
Ladung, Oberflächentextur und
andere Oberflächeneigenschaften
auf der mit Blut in Verbindung stehenden Oberfläche können erheblich das Verhalten
und die Beständigkeit
des Gewebes beeinflussen, wenn es in diesen Anwendungen eingesetzt wird.
Einige Trends können
in Bezug auf Oberflächenspannung
und Hämokompatibilität/Bioadhäsion beobachtet
werden. R. R. Bayer und V. A. DePalma, "The Relation of the Internal Surface
of Grafts to Thrombosis", Management
of Arterial Occlusive Disease, Year Book Medical Publisher, Chicago,
IL. 147–163
(1971) haben eine umfassende Menge an Daten über viele Jahre bezüglich des
beobachteten Trends der biologischen Reaktivität von Materialien als Funktion
von deren relativer kritischen Oberflächenspannungen gesammelt. Eine empirisch
abgeleitete Grafik aus ihrer Arbeit wird in drei Zonen unterteilt:
(1) Eine erste Zone, die mit einem Minimum in biologischer Wechselwirkung
zusammenfällt,
ist die "hypothetische
Zone der Biokompatibilität", deren Oberflächenspannung
von 2,04 bis 3,06 mg/mm (20 bis 30 dy nes/cm) (hydrophobe Oberfläche) reicht. Diese
Zone ist der Bereich von Oberflächenspannungen,
den die meisten natürlichen
Arterien besitzen und beschreibt relativ nicht-thrombogene Oberflächen. (2) Eine zweite Zone,
welche von 3,37 bis 3,88 mg/mm (33 bis 38 dynes/cm) reicht und die
Oberflächenspannungen
der am häufigsten
verfügbaren
Polymere umfasst, aber überraschenderweise
die am häufigsten
verwendeten Polymere für
vaskuläre
Transplantate (d.h., ePTFE und Dacron) ausschließt. (3) Eine dritte Zone, welche
von 4,08 bis 7,34 mg/mm (40 bis 70 dynes/cm) reicht, und als eine
Zone von "guter
Bioadhäsion" bekannt ist. Diese "gute Bioadhäsions"-Zone würde für Prothesen bevorzugt,
bei welchen ein gutes Einwachsen erforderlich ist, wie z.B. bei
orthopädischen
und dentalen Implantaten.
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Kritische
Oberflächenspannungen
liegen in dem Bereich von 2,04 bis 3,06 mg/mm (20 bis 30 dynes/cm),
welche mit Oberflächen
hauptsächlich
mit Methyl-(CH3)-Gruppen korrelieren, um
eine inhärente Thromboresistenz
für implantierte
Proben anzuzeigen.
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Biologische
Gewebe können
mit Formaldehyd (FA) oder Glutaraldehyd (GA) chemisch modifiziert
oder fixiert werden. Heterologe und homologe Gewebe wurden als Prothesen
seit mehr als den letzten 30 Jahre fixiert und implantiert. Klinisch
gesehen war GA das häufigste
Fixierungsmittel. GA modifiziert hauptsächlich Lysyl-ε-Aminogruppen,
erzeugt eine Vernetzung zwischen Nachbarstrukturen und polymerisiert
und gewinnt durch eine Schiff-Basisinteraktion Stabilität. GA erzeugt
eine angemessene Modifikation, um die Antigenität der Prothese zu minimieren,
während
gleichzeitig die Prothese hydrophob und für eine gute Blutwechselwirkung
auf der Oberfläche
negativ geladen wird. Jedoch sind die Tendenzen von GA, die Gewebesteifigkeit merklich
zu verändern
und eine Verkalkung des Gewebes zu begünstigen, allgemein bekannte
Nachteile dieses Fixierungsmittels. Aus diesen Gründen wurde
GA mit einer Anzahl von Prothesenausfällen in Verbindung gebracht.
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Es
wurden Versuche unternommen, um das Verkalkungspotential in Prothesen
zu reduzieren, die mit GA fixiert wurden. Beispielsweise offenbart
das U.S. Patent Nr. 5,080,670 an Imamura et al. eine Anzahl von Polyglycidylethern
(vertrieben unter der Handelsbezeichnung DENACOL von Nagasi Chemicals,
Osaka, Japan) für
Vernetzungsgewebe-Herzklappen. Imamura et al. glauben, dass das
Vorhandensein der Ether-Bindung
(C-O) in der Hauptstruktur des Fixierungsmittels dem Sauerstoffarm
ermöglicht,
als eine flexible Verbindungsstelle in der Vernetzungsbrücke zu arbeiten,
so dass das vernetzte Gewebe flexibler und hydrophil sein kann.
Mit Polyglycidilethern vernetzte biologische Gewebe zeigten eine
hohe Flexibilität
(Nachgiebigkeit) und Beständigkeit
gegen Verkalkung, im Vergleich zur GA-Fixierung, wie sie bei Gewebeherzklappen
verwendet wird. Ferner ist die Epoxidverbindung weniger zytotoxisch
als GA-Lösungen.
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Leider
hat das hydrophile Material eine Tendenz, Wasser daran anzulagern.
Zusätzlich
wurde eine stärkere
Protein- und Zellular-Aktivierung
auf derartigen hydrophilen Oberflächen beobachtet. Die Wechselwirkungen
können
die Hämokompatibiliät des biologischen
Gewebes beeinträchtigen
oder verringern.
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Ein
weiterer möglicher
Nachteil bei dem Lösungsansatz
von Inamura et al. besteht darin, dass Etherbindungen hoch empfindlich
für Oxidation
sein können
und dadurch ihre Vernetzung innerhalb von Tagen nach der in vivo
Implantation insbesondere unter Beanspruchung verlieren. Siehe M.
A. Schubert, M. J. Wiggins, M. P. Schäfer, A. Hiltner und J. N. Anderson, "Oxidative Biodegradations
Mechanisms of Biaxially Strained Poly(etheruretane urea) Elastomers", J. Biomed. Mater.
Res., Vol. 29337–347
(1995) ("Schubert
et al.").
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Nach
der Implantation eines fremden biologischen Gewebes in einem menschlichen
Wirt haften Makrophagen an der implantierten oder fremden Oberfläche an,
werden aktiviert und können
Fremdkörper-Riesenzellen
bilden. Diese Phagozytenzellen setzen Superoxidanionen, Wasserstoffperoxid-,
Hypochlorit- und Hydrolytenzyme frei. Lokale Konzentrationen dieser
Nebenprodukte können
ziemlich hoch sein. Ferner verändert
sich Grenzschichtumgebung (d.h., die Umgebung des Implantates) zu
dem sauren Bereich (d.h., zu niedrigerem pH). Es wurde auch beobachtet,
dass die Absorption von α2-Makroglobulin eine
wichtige Rolle in dem biologischen Abbau spielt, der zu einer Oxidation
und dem Verlust der Verbindung führt.
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Die
Aufspaltung der Etherbindung kann deutlich beobachtet werden. Eine
mögliche
Erklärung
für diese
Aufspaltung wird nun für
diesen beobachteten Abbau (d.h., die Aufspaltung) gegeben. Das Aussehen
neuer Bänder
in dem Infrarotspektrum von explantierten hydrophober Polyethergewebeproben
könnte
durch die Annahme eines Mechanismus ähnlich dem von Wu et al. für den in
vivo Abbau von Poly(etheruretan)en mit Poly(THF) als dem weichen
Segment und/oder durch die Annahme eines Mechanismus für die Autooxidation
von Polyethern erklärt
werden. J. Wu, C. Sellitti, J. M. Anderson, A. Hiltner, G. A. Lodoen
und C. R. Payet, "An FTIR-ATR
Investigation of In Vivo Poly(ether urethane) Degradation", J. Appl. Polym.
Sci., Vol. 46, 201–211 (1992).
Wu et al. berichteten, dass Superoxid-Anionenradikale rasch mit
Protonen kombinieren, um Hydroperoxidradikale HOO* auszubilden,
welche die Polymer-Hauptstruktur angreifen, was zu den Hydroperoxidgruppen
POOH führt.
Das Hydroperoxid dehydriert anschließend, um einen Ester zu bilden,
welcher dann aufgrund von Esterasen hydrolysiert, was zur Kettenaufspaltung
führt und
die Erzeugung von Karboxylsäure
und Alkoholgruppen ergibt. Dieses ist auf der linken Seite der Kette
in 1 dargestellt.
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Schubert
et al. schlagen vor, dass die Radikale P* durch den Wasserstoffentzug
aus dem Polyetherweichsegment durch Thiyl-Radikale erzeugt werden
können,
die nach der Reaktion von Hydroxy-Radikalen mit freien Thiolgruppen
von (absorbierten) α2-Makroglobulin
erzeugt werden. Es ist auf der rechten Seite der Kette in 1 dargestellt.
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Eine
weitere Form von Abbau (Autooxidation) kann über eine Vielfalt von Reaktionspfaden,
welche alle Radikalen-Mechanismen
enthalten, stattfinden. Kurz gesagt, bestehen die Fortpflanzungsreaktionen
dieser Autooxidation aus der Erzeugung und Zerlegung von Hydroperoxidgruppen
auf der Polymer-Hauptstruktur. Die Homolyse des Hydroperoxid führt zu Hydroxyl
und Alkoxy-Radikalen (PO*). Die letzteren können einen Ester durch Wasserstofffragmentierung
bilden oder können
zu einer Kettenaufspaltung führen,
die zu der Erzeugung von Aldehyd- und Estergruppen führt. Diese
Reaktionen erfolgen ohne Verlust an Radikalen-Aktivität und die restlichen
Radikale können
die Dehydrierung fortsetzen. Eine Hydrolyse der Esterbindungen führt zu der
Erzeugung von Alkohol und Säuregruppen.
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Sobald
die durch Polyglycidilether erzeugte Vernetzung an ihrer Esterbindung
aufgespalten ist, ist eine Modifikation an dem Gewebe dieselbe unabhängig davon,
ob es ein Mono- oder Poly-Epoxid ist, und unabhängig von dem Typ des verwendeten
Polyglycidilethers. Die Struktur an der Modifikationsstelle ist
immer entweder:
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Aus
früheren
Untersuchungen beobachtet man, dass monofunktionale Glycidilether
nicht die Erkennung eines Enzyms und einer möglichen Antigenität blockieren
können.
Wie es bei frischem Geweben beobachtet wurde, zersetzte sich mit
Methylglycidilether (DENACOL EX-131) fixiertes Gewebe in Teile mit
bakterieller Kollagenase, wenn das Teströhrchen geschüttelt wurde.
(Siehe R. Tu, S. H. Shen, D. Lin, C. Hata, K. Thyagarajan, J. Noishiki
und R. J. Quijano, "Fixation
of Bioprosthetic Tissues With Monofunctional und Polyfunctional
Polyepoxy Compounds",
J. Biomed. Mater. Res., Vol. 28, 677–648, 1994). Zusätzlich war
deren Zunahme in dem Anteil der freien Aminogruppe aufgrund der
Spaltung von Peptidbindungen vergleichbar zu der, die man in frischem
Gewebe sieht. Mit anderen Worten, der Glycidilether bewirkte keine
effektive Vernetzung.
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Das
Vorstehende legt zwingend nahe, dass der Glycidilether sehr empfindlich
gegenüber
Oxidation an seiner Etherbindung ist. Eine zerlegte Bindung konnte
die Erkennung von Kollagenase nicht schützen. Somit lieferte der Glycidilether
nicht die erwünschten
Ergebnisse.
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Die
Europäische
Patentanmeldung
EP 0 306 256 offenbart
eine bioprothetische Klappe, welche ein biologisches Gewebe aufweist,
das Kollagen enthält,
welches mit einer Polyepoxidverbindung vernetzt wurde.
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Die
Internationale Patentanmeldung WO 96/13227 offenbart ein verkalkungsbeständiges Bioprothesengewebe,
bei dem das Gewebe bei physiologischen pH-Werten mit Epoxidvernetzungsmitteln
vernetzt wird, die mit tertiären
oder quarternären
Aminen katalysiert sind.
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Somit
bleibt immer noch ein Bedarf für
ein Gewebefixierungsverfahren und eine Behandlung bestehen, welche
Verkalkung minimieren, während
sie gleichzeitig die durch die vorstehend beschriebenen bekannten
Verfahren und Behandlungen erkannten Probleme vermeiden.
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ZUSAMMENFASSUNG
DER OFFENBARUNG
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Es
ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein stabiles Epoxid-Gewebebehandlungsmittel
zur Modifikation von Kollagengewebe bereitzustellen, das die Möglichkeit
eines oxidationsenzymatischen Angriffs und einer Antigenität reduziert.
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Die
vorliegende Erfindung stellt ein bioprothetisches Gewebe gemäß Definition
in Anspruch 1 und ein Verfahren gemäß Definition in Anspruch 5
bereit. Die Epoxidverbindung besitzt eine Kohlenwasserstoff-Hauptstruktur,
die wasserlöslich
ist, und welche keine Ether- oder Esterbindung in ihrer Hauptstruktur
enthält.
Die Epoxid-Agenzien enthaltenden Mono- oder Diepoxide mit den nachstehenden
Grundformeln:
wobei n 1 bis 10 ist.
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KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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1 stellt
einen vorgeschlagenen Mechanismus für den in vivo Abbau von Polyethylenoxid
vor.
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2 ist
ein Flussdiagramm, das ein Verfahren zum Herstellen einer Bioprothese
darstellt.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Diese
Beschreibung ist nicht in einem einschränkenden Sinne zu sehen, sondern
dient lediglich dem Zweck der Darstellung der allgemeinen Prinzipien
von Ausführungsformen
der Erfindung. Der Schutzumfang der Erfindung ist durch die beigefügten Ansprüche definiert.
Unter bestimmten Umständen werden
detaillierte Beschreibungen allgemein bekannter Vorrichtungen, Zusammensetzungen,
Komponenten, Mechanismen und Verfahren weggelassen, um nicht die
Beschreibung der vorliegenden Erfindung mit unnötigen Details zu verschleiern.
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Für Zwecke
der Beschreibung bezieht sich der Begriff "Kollagengewebe" auf ein Material, welches von unterschiedlichen
Tieren, wie z.B. Säugetieren
gewonnen werden kann. Spezifische Beispiele umfassen, sind jedoch
nicht darauf beschränkt,
Schweineherzklappen, Rinder-Perikard,
aus Bindegewebe gewonnene Materialien wie z.B. Dura Mater, Sehnen,
Ligamente, Hautlappen, Arterien, Venen und dergleichen.
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Ein
Vernetzungsmittel wird zur Verwendung in der Gewebefixierung von
Kollagenmaterial bereitgestellt. Das Mittel ist eine Epoxidverbindung,
die eine Kohlenwasserstoff-Hauptstruktur
aufweist, die wasserlöslich
ist und die keine Ether- oder Esterbindung in ihrer Hauptstruktur
aufweist. Epoxid-Agenzien enthalten Mono- oder Diepoxide, welche
die nachstehenden Grundformeln aufweisen:
wobei n 1 bis 10 ist.
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Beispielsweise
ist ein Monoepoxid, in welchem n gleich 3 ist wie folgt:
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Monoepoxide
werden im Allgemeinen dafür
verwendet, das Gewebe dort zu modifizieren, wo eine größere Flexibilität wichtig
ist. Beispiele derartiger Gewebe umfassen Venenklappen, Speiseröhren und
Harnleiter. Polyepoxide (d.h., Diepoxide und Epoxide mit zwei oder
mehr reaktiven Epoxidgruppen) gemäß der vorliegenden Erfindung
werden im Allgemeinen zum Modifizieren von Gewebe verwendet, welches
in Anwendungen eingesetzt werden kann, in denen erhebliche Beanspruchungen
und Belastungen nach der Implantation erwartet werden. Beispiele
derartiger Gewebe umfassen Herzklappen in Arteriensystemen, Ligamente
und Sehnen.
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Das
Vernetzungsmittel wird dazu verwendet, um eine breite Vielfalt von
bioprothetischen Geweben einschließlich Rinder-Perikard und Schweineaortenklappen
zu fixieren oder zu modifizieren. Das Verfahren zur Behandlung und
Herstellung von Bioprothesegewebe ist in dem Flussdiagramm von 2 zusammengefasst und
wird nachstehend beschrieben.
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Im
Schritt 10 wird Kollagengewebe gewonnen und verarbeitet.
Ein geeignetes Kollagengewebe, wie z.B. eine Arterie oder Vene,
wird von einem Säugetier
gewonnen und überschüssige Muskeln,
Fett und Bindegewebe werden gemäß bekannten
Verfahren beseitigt. Das Kollagengewebe wird gemäß bekannten Verfahren gereinigt
und präpariert.
Das Blutgefäß wird innen
und außen
mit einer kalten Salzlösung
gewaschen, um jedes restliche Blut zu entfernen.
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Im
Schritt 20 werden Biobelastungspegel reduziert, indem jedes
Gewebe in 70%-Ethanol für
etwa 1 Stunde eingetaucht wird. Die Gewebe werden dann in 30%-Ethanol
für eine
beliebige Zeitdauer gelagert.
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Im
Schritt 30 wird die zellulare Komponente aufgeweitet. Dieses
kann erfolgen, indem in das Lumen jedes Gewebegefäßes frisches
gefiltertes Wasser injiziert wird und dieses dann in einen Behälter mit
frischem gefilterten Wasser gelegt wird. Das Gewebe wird dann für wenigstens
1 Stunde in frischem Wasser gekühlt, bevor
es mit Ultraschall behandelt wird.
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Im
Schritt 40 wird das Gewebe in gefiltertem Wasser für eine ausreichende
Zeitdauer, um die zellulare Komponente zu entfernen, mit Ultraschall
behandelt. Es ist erwünscht,
die zellulare Komponente zu entfernen, da sie eine größere Antigenität besitzt.
Das Gewebe wird dann sorgfältig
mit Wasser gewaschen.
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Im
Schritt 50 wird die Fixierung durchgeführt. Das zuvor präparierte
Kollagengewebe wird in eine wässrige
Lösung
aus wasserlöslichen
Epoxidvernetzungsmitteln bei einem pH von 8,5 bis 10,5 für eine Zeit (z.B.
1 bis 30 Tage) eingelegt, die ausreicht, um eine irreversible Vernetzung
zu ermöglichen.
Die Konzentration des Epoxidvernetzungsmittels reicht bevorzugt
von 0,01 M bis 1,0 M und liegt bevorzugter zwischen 0,05 M bis 0,5
M. Die Fixierungslösung
wird alle 2 bis 3 Tage ausgetauscht.
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Im
Schritt 60 wird das Kollagengewebe aus der Fixierungslösung entnommen
und mit einem geeigneten Spülungsmittel
wie z.B. phosphatgepufferter Salzlösung mit oder ohne Aminosäure gespült. Das
Spülen entfernt
die restliche fixierende Reaktivität.
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Im
Schritt 70 werden die Endbearbeitung und Verzweigungsligierung
durchgeführt. Überschüssiges Bindegewebe
wird sorgfältig
ohne Beschädigung
der Gefäßverzweigungen
entfernt. Sämtliche
Gewebegefäße mit Löchern, Ausbauchungen,
Blutverschmutzungen oder anderen sichtbaren Strukturdefekten werden nicht
verwendet. Alle Verzweigungen werden mittels eines 4-0 oder 5-0
Prolene-Fadens Naht ligiert.
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Im
Schritt 80 wird die Endsterilisation durchgeführt. Das
Kollagengewebe wird mit einem Nicht-Aldehyd-Sterilisierungsmittel sterilisiert,
wie z.B. einer 0,1-prozentigen
Jodlösung
und dann in einer 30%-Ethanollösung
gelagert, bis das Gewebe implantiert wird.
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ERSTES BEISPIEL – VERNETZUNG
EINES ARTERIENIMPLANTATES MIT DIEPOXID
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Ein
frisches bioprothetisches Gewebe, wie z.B. eine Rinderarterie wird
in einer wässrigen
Lösung
eines wasserlöslichen
Polyepoxid-Vernetzungsmittels inkubiert. Insbesondere wird ein 1,2,7,8-Diepoxioktan
bei 0,2 M auf einen pH von 9,5 mit Karbonat-Bikarbonatpuffer mit
5%-Ethanol gepuffert. Die Arterie wird der Lösung für 14 Tage bei Raumtemperatur
(d.h., 25°C)
ausgesetzt, um eine irreversible Vernetzung zu ermöglichen.
Die Fixierungslösung
wird alle drei Tage getauscht.
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ZWEITES BEISPIEL – MODIFIZIERUNG
EINER VENENADER MIT KLAPPE
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Eine
Venenader mit Venenklappen wird in einer wässrigen Lösung eines wasserlöslichen
Polyepoxid-Vernetzungsmittels inkubiert. Insbesondere wird ein 1,2-Epoxioktan
bei 0,2 M auf einen pH von 9,5 mit einem Karbonat-Bikarbonatpuffer
mit 10%-Ethanol gepuffert. Die Vene wird der Lösung für 14 Tage bei 25°C ausgesetzt,
um eine vollständige
Modifikation zu ermöglichen.
wobei n = 1–10 ist.