NO885037L

NO885037L - PIEZOELECTRIC LED CHANNELS FOR NERVES.

Info

Publication number: NO885037L
Application number: NO88885037A
Authority: NO
Inventors: Patrick Aebischer; Robert F Valentini; Pierre M Galletti
Original assignee: Univ Brown Res Found
Priority date: 1987-03-13
Filing date: 1988-11-11
Publication date: 1989-01-11
Also published as: DK630888A; DK630888D0; NO885037D0

Description

Denne oppfinnelsens tekniske felt omfatter medisinske innretninger som er brukbare for reparasjon av skadde nerver, og i denne sammenheng omtales også framgangsmåter for å preparere og bruke slike innretninger til nervereparasjoner. The technical field of this invention includes medical devices which are usable for the repair of damaged nerves, and in this context methods for preparing and using such devices for nerve repairs are also discussed.

Problemet med å reparere brutte nerver er gammelt, og har opptatt kirurger i mer enn hundre år. Til tross for framskritt i mikrokirurgiske teknikker, er en pasients heling fra et større sår ofte begrenset av en viss grad av nerveskade som ikke kan repareres. Replantasjon av amputerte fingre og lemmer er spesielt begrenset av mangelfull regenerering av nerver. The problem of repairing broken nerves is an old one, and has preoccupied surgeons for more than a hundred years. Despite advances in microsurgical techniques, a patient's healing from a major wound is often limited by some degree of nerve damage that cannot be repaired. Replantation of amputated fingers and limbs is particularly limited by deficient regeneration of nerves.

Når en nerve kuttes mistes både de motoriske og de sensoriske funksjonene som er avhengige av den nerven. Nervecellenes vedheng (axonene) i de distale (de som er lengst vekk fra ryggmargen) delene degenererer og dør, og etterlater seg bare slirene de tidligere fylte. Axonene i den proximale stumpen som fortsatt er tilknyttet ryggmargen eller den dorsale hoved-nerveknute (dorsal root ganglion) rammes også av en viss degenerering. Degenereringen fører generelt ikke til at hele kroppen til nervecellen dør. Hvis skaden oppstår langt nok borte fra nervecellekroppene vil regenerering inntre. Axonale spirer vil vokse distalt og prøve å trenge inn igjen i de intakte nerveslirene til den distale delen av den kuttede nerven. Hvis inntrenging oppnås vil den axonale veksten fortsette nedover disse slirene, og funksjonalitet vil tilslutt gjenvinnes. When a nerve is cut, both the motor and sensory functions that depend on that nerve are lost. The nerve cell appendages (axons) in the distal (those farthest from the spinal cord) parts degenerate and die, leaving only the sheaths they previously filled. The axons in the proximal stump that are still connected to the spinal cord or the dorsal root ganglion are also affected by a certain degeneration. The degeneration generally does not cause the entire body of the nerve cell to die. If the damage occurs far enough away from the nerve cell bodies, regeneration will occur. Axonal sprouts will grow distally and attempt to re-enter the intact nerve sheaths of the distal part of the severed nerve. If penetration is achieved, axonal growth will continue down these sheaths, and functionality will eventually be regained.

Ved den konvensjonelle framgangsmåten for å reparere nerver, gjøres det forsøk på å rette inn de avkuttede endene av fascikle-ne (nervebunter inne i nervestammen). En liknende framgangsmåte benytes med mindre nerver. I begge tilfeller utgjøres hoved-trusselen mot vellykket reparasjon av traumet forårsaket av håndteringen av nerveendene og den påfølgende syingen for å beholde innrettingen. Traumene synes å stimulere veksten og/eller migrasjon av fibroblaster og andre arr-dannende bindevevsceller. Arrvevet forhindrer de regenererende axonene i å nå fram til den distale stumpen for å reetablere en vei for nerveladningene. Resultatet er et permanent tap av sensoriske eller motoriske funksj oner. In the conventional procedure for repairing nerves, attempts are made to realign the severed ends of the fascicles (nerve bundles within the nerve trunk). A similar procedure is used with smaller nerves. In both cases, the main threat to successful repair is the trauma caused by the handling of the nerve endings and the subsequent suturing to maintain alignment. The trauma appears to stimulate the growth and/or migration of fibroblasts and other scar-forming connective tissue cells. The scar tissue prevents the regenerating axons from reaching the distal stump to re-establish a pathway for the nerve charges. The result is a permanent loss of sensory or motor functions.

Opp gjennom årene har det blitt gjort ulike forsøk på finne en erstatning for direkte (dvs. nervestump-til-nervestump) sying. Mye av forskningen på dette feltet har fokusert på bruk av "kanaler" eller rørformede proteser som tillater at de avkuttede endene trekkes forsiktig til de er i nærheten av hverandre og festes på plass uten unødige traumer. Det er også en generell oppfatning at slike kanaler kan forhindre, eller ihvertfall forminske, infiltrasjon av arr-dannende bindevev. Over the years various attempts have been made to find a substitute for direct (ie nerve stump-to-nerve stump) suturing. Much of the research in this field has focused on the use of "canals" or tubular prostheses that allow the severed ends to be gently pulled until they are close together and fixed in place without undue trauma. It is also a general opinion that such channels can prevent, or at least reduce, infiltration of scar-forming connective tissue.

Bruk av silastiske krager for perifer nervereparasjon ble rapportert av Ducker et al. i Vol 28, Journal of Neurosurgerv. pp. 582-587 (1968) . Silikongummislirer for nervereparasjoner ble rapportert av Midgley et al. i Vol. 19, Suraical Forum, pp. 519-528 (1968) og avLundborg et al. i Vol. 41, Journal of Neu-ropathology in Experimental Neuroloav. pp. 412-422 (1982). Bruk av bioresorberbare rør av polyglaktin-nett ble rapportert av Molander et al. i Vol 5, Muscle&Nerve. pp. 54-58 (1982). Bruk av semipermeable rør av akrylisk kopolymer i nerveregenerering ble beskrevet av Uzman et al. i Vol. 9, Journal of Neuroscience Research. pp. 325-338 (1983). Bioresorberbare nerveledende kanaler av polyestre og andre polymerer er rapportert av Nyilas et al. i Vol. 29, Transactions Am. Soc. Artif. Internal Organs, pp 307-313 (1983) og i US-patent 4 534 349 utstedt til Barrows i 1985. The use of silastic collars for peripheral nerve repair was reported by Ducker et al. in Vol 28, Journal of Neurosurgerv. pp. 582-587 (1968). Silicone rubber splints for nerve repairs were reported by Midgley et al. in Vol. 19, Suraical Forum, pp. 519-528 (1968) and by Lundborg et al. in Vol. 41, Journal of Neuropathology in Experimental Neurology. pp. 412-422 (1982). The use of bioresorbable tubes of polyglactin mesh was reported by Molander et al. in Vol 5, Muscle&Nerve. pp. 54-58 (1982). The use of semipermeable tubes of acrylic copolymer in nerve regeneration was described by Uzman et al. in Vol. 9, Journal of Neuroscience Research. pp. 325-338 (1983). Bioresorbable nerve conduction channels of polyesters and other polymers have been reported by Nyilas et al. in Vol. 29, Transactions Am. Soc. Artif. Internal Organs, pp 307-313 (1983) and in US Patent 4,534,349 issued to Barrows in 1985.

Til tross for at det er identifisert ulike materialer som kan anvendes som nerveledende kanaler, har forskningsresultater opp til idag avdekket signifikante mangler ved slike proteser. Noen av materialene identifisert over har ført til inflammatori-ske reaksjoner i forsøksdyrene og har mislyktes i å forhindre arrdannelse inne i kanalene. I tillegg er totalt antall axoner, antall myelinerte axoner, tykkelsen av epineurium og den fascikulære organiseringen av nerver som er regenerert inne i ledekanaler alle typisk mindre enn tilfredsstillende, og stemmer dårlig overens med den originale nervestrukturen i forsøksdyret. I tillegg er tap av sensorisk eller motorisk funksjonalitet fortsatt det vanligste resultatet av slike laboratorieeksperimenter. Despite the fact that various materials have been identified that can be used as nerve-conducting channels, research results to date have revealed significant shortcomings in such prostheses. Some of the materials identified above have led to inflammatory reactions in experimental animals and have failed to prevent scarring within the ducts. In addition, the total number of axons, the number of myelinated axons, the thickness of the epineurium, and the fascicular organization of nerves regenerated within conduits are all typically less than satisfactory, and do not match the original nerve structure in the experimental animal. In addition, loss of sensory or motor functionality remains the most common outcome of such laboratory experiments.

Det foreligger et behov for bedre materialer og framgangsmåter for å lage nerveledende kanaler. Materialer og framgangsmåter for reparasjon av nerver som ville minimere kirurgiske traumer, forhindre at nerveveksten forstyrres av arrvev, og forbedre sjansene for vellykket gjenvinning av sensorisk eller motorisk funksjonalitet, ville tilfredsstille et lenge følt behov på dette feltet. There is a need for better materials and procedures for making nerve-conducting channels. Materials and procedures for nerve repair that would minimize surgical trauma, prevent nerve growth from being disrupted by scar tissue, and improve the chances of successful recovery of sensory or motor functionality would satisfy a long-felt need in this field.

Det er oppdaget at reparasjon av kuttede eller avrevne nerver kan forbedres mye ved bruk av piezoelektriske materialer som nerveledende kanaler. Medisinske innretninger som benytter slike piezoelektriske materialer er beskrevet for bruk ved regenerering av nerver. Innretningene kan utgjøres av en rørformet piezo-elektrisk passasje tilpasset for å motta endene til en kuttet eller skadet nerve. Det rørformede membranet definerer et løp gjennom hvilket axoner kan regenereres for å gjenvinne motoriske og/eller sensoriske funksjoner. De piezoelektriske materialene genererer transiente elektriske ladninger etter mekanisk deformasjon som øker axonenes even til å fylle gapet mellom de proximale og distale nervestumpene. It has been discovered that the repair of cut or torn nerves can be greatly improved by the use of piezoelectric materials as nerve conduction channels. Medical devices using such piezoelectric materials have been described for use in nerve regeneration. The devices may consist of a tubular piezo-electric passageway adapted to receive the ends of a cut or damaged nerve. The tubular membrane defines a course through which axons can regenerate to regain motor and/or sensory functions. The piezoelectric materials generate transient electrical charges after mechanical deformation that increase the axons' ability to fill the gap between the proximal and distal nerve stumps.

Begrepet "piezoelektriske materialer", slik det er brukt her, er ment å omfatte naturlige og syntetiske materialer med evne til å generere elektriske ladninger på sine overflater når de utsettes for mekanisk påvirkning. De foretrukne materialene er biokompatible, semikrystalline polymerer som kan polariseres ved tilvirkning eller før bruk for å rette inn de polymere kjedesegmentene i en bestemt orientering, og derved etablere et forhåndsdefinert dipolmoment. De piezoelektriske materialene ifølge den foreliggende oppfinnelse er foretrukket polarisert til å opprette en ladningsdannelse (polarisasjonskonstant) i området fra omkring 0,5 til omkring 35 pC/N (picoCoulomb pr. Newton), og, ytterligere foretrukket, fra omkring 1 til omkring 20 pC/N. The term "piezoelectric materials", as used herein, is intended to encompass natural and synthetic materials capable of generating electrical charges on their surfaces when subjected to mechanical stress. The preferred materials are biocompatible, semi-crystalline polymers that can be polarized during manufacture or before use to align the polymeric chain segments in a specific orientation, thereby establishing a predefined dipole moment. The piezoelectric materials of the present invention are preferably polarized to create a charge generation (polarization constant) in the range of from about 0.5 to about 35 pC/N (picoCoulomb per Newton), and, further preferably, from about 1 to about 20 pC /N.

Piezoelektriske materialer som kan benyttes i den foreliggende oppfinnelse omfatter et utvalg halogenerte polymerer, kopolymerer og polymerblandinger. De halogenerte polymerene omfatter polyvinylidenfluorid, polyvinylfluorid, polyvinylklorid og derivater av disse, såvel som kopolymerer som kopolymerer av de ovennevnte materialer og trifluoroetylen. Ikke-halogenerte piezoelektriske polymerer som også kan være nyttig i den foreliggende oppfinnelse omfatter kollagen, nylon 11, og alfa-heliske polypeptider som polyhydroxybutyrat, poly-(gamma)-benzyl-glutamat og poly-(gamma)-metyl-glutamat. I noen an- vendelser kan det også være mulig å bruke tynne piezoelektriske keramer, så som bariumtitanat, blytitanat eller blyzirkonat eller kombinasjoner mellom slike keramer og polymere materialer. Piezoelectric materials that can be used in the present invention include a selection of halogenated polymers, copolymers and polymer mixtures. The halogenated polymers include polyvinylidene fluoride, polyvinyl fluoride, polyvinyl chloride and derivatives thereof, as well as copolymers such as copolymers of the above materials and trifluoroethylene. Non-halogenated piezoelectric polymers that may also be useful in the present invention include collagen, nylon 11, and alpha-helical polypeptides such as polyhydroxybutyrate, poly-(gamma)-benzyl glutamate and poly-(gamma)-methyl glutamate. In some applications, it may also be possible to use thin piezoelectric ceramics, such as barium titanate, lead titanate or lead zirconate or combinations between such ceramics and polymeric materials.

Et spesielt foretrukket piezoelektrisk materiale for nerveledende kanaler er polyvinylidenfluorid ("PVDF" eller ("PVF2"), særlig etter det er polet til å inneha en høy polarisasjonskonstant. PVDF er et semikrystallinsk polymer dannet ved sekvensiell addisjon av (CH2~CF2)nrepetisjonsenheter, hvor n kan ligge i området fra omkring 2 000 til omkring 15 000. Krystallo-grafer har beskrevet forskjellige stabile former eller faser av PVDF. Alfa-fasen, som hovedsakelig oppnås ved å kjøle smeiten ved atmosfæretrykk, har en monoklin enhetscelle med kjedesegmenter i antipolar orientering, og således intet netto dipolmoment. A particularly preferred piezoelectric material for nerve conduction channels is polyvinylidene fluoride ("PVDF" or ("PVF2"), especially since it is polar to possess a high polarization constant. PVDF is a semicrystalline polymer formed by the sequential addition of (CH2~CF2)nrepeat units, where n can range from about 2,000 to about 15,000. Crystallographers have described various stable forms or phases of PVDF. The alpha phase, obtained mainly by cooling the melt at atmospheric pressure, has a monoclinic unit cell with chain segments in antipolar orientation, and thus no net dipole moment.

Beta-fasen av PVDF, som oppviser den høyeste piezoelektriske aktiviteten, har en ortorombisk enhetscelle som inneholder to kjeder med den samme orientering, hvilket gir den et permanent dipolmoment. For å oppvise sine piezoelektriske egenskaper må PVDF være anisotropt, dvs. at dets elektriske egenskaper må være kvantitativt forskjellig for mekanisk eksitering langs forskjellige akser. I PVDF så vel som andre semikrystallinske polymerfilmer, kan isotropien som hovedsakelig dominerer endres ved molekylær orientering, vanligvis indusert av mekanisk strekking, etterfulgt av innretting av de permanente dipolene i en retning normalt på filmens plan av et elektrisk felt (en "polende" prosess). The beta phase of PVDF, which exhibits the highest piezoelectric activity, has an orthorhombic unit cell containing two chains with the same orientation, giving it a permanent dipole moment. To exhibit its piezoelectric properties, PVDF must be anisotropic, ie its electrical properties must be quantitatively different for mechanical excitation along different axes. In PVDF as well as other semicrystalline polymer films, the isotropy that predominates can be changed by molecular orientation, usually induced by mechanical stretching, followed by alignment of the permanent dipoles in a direction normal to the plane of the film by an electric field (a "poling" process) .

Bruk av rørformede nerveledende kamnaler av polet PVDF er funnet å overstige alle andre materialer som hittil er testet som ledekanaler. Ved sammenlikning med upolet PVDF oppnådde det polede materialet signifikant bedre resultater (over dobbelt så mange myelinerte axoner etter fire uker) som nerveledende materiale. Suksessen til polet PVDF som materiale for nerveledende kanaler synes å ligge i dets biokompatibilitet og høye piezoelektriske aktivitet. De hittil beste resultatene er oppnådd med rørformet PVDF som er polet til å generere positiv ladning på den indre (luminale) overflaten av rørene etter mekanisk deformasj on. The use of tubular nerve conduction channels made of poled PVDF has been found to exceed all other materials tested to date as conduction channels. When compared to unpolarized PVDF, the polarized material achieved significantly better results (over twice as many myelinated axons after four weeks) as a nerve-conducting material. The success of the pole PVDF as a material for nerve conduction channels seems to lie in its biocompatibility and high piezoelectric activity. The best results to date have been obtained with tubular PVDF which is polarized to generate positive charge on the inner (luminal) surface of the tubes after mechanical deformation.

De piezoelektriske ledekanalene for nerver ifølge den foreliggende oppfinnelse kan også være semipermeable for å tillate passasje av næringsstoffer og metabolitter (dvs. med molekylærvekt på omkring 100 00 0 dalton eller mindre) gjennom kanalveggene. Permeabiliteten kan kontrolleres slik at arr-dannende celler holdes utenfor løpet, mens vekstfaktorer frigjort av de skadde nervene beholdes inne i løpet. Ulike teknikker som er kjente innen fagfeltet, slik som bruk av nedbrytbare derivater, eller tilvirking av kopolymerer med en komponent som kan brytes ned av vevet, kan benyttes for å oppnå en tilfredsstillende grad av permeabilitet ved bruk. Hvis kanalen ikke kan brytes helt ned av vevet i løpet av en viss tid, kan den tilvirkes med langsgående bruddlinjer for å lette fjerning fra omkring den regenererte nerven etter at helingen har kommet tilstrekkelig langt. The piezoelectric nerve conduction channels of the present invention may also be semipermeable to allow the passage of nutrients and metabolites (ie, with a molecular weight of about 100,000 daltons or less) through the channel walls. The permeability can be controlled so that scar-forming cells are kept outside the barrel, while growth factors released by the damaged nerves are kept inside the barrel. Various techniques known in the field, such as the use of degradable derivatives, or the manufacture of copolymers with a component that can be broken down by the tissue, can be used to achieve a satisfactory degree of permeability during use. If the canal cannot be completely broken down by the tissue within a certain time, it can be fabricated with longitudinal fracture lines to facilitate removal from around the regenerated nerve after healing has progressed sufficiently.

Veggtykkelsen til membranet til de piezoelektriske ledekanalene for nerver ifølge den foreliggende oppfinnelse, vil fortrinnsvis ligge i området fra omkring 0,05 til omkring 1,0 mm. Tilsvarende kan løpets diameter variere fra-omkring 0,5 mm til omkring 2 cm, avhengig av størrelsen til nerven som skal repareres. The wall thickness of the membrane of the piezoelectric conducting channels for nerves according to the present invention will preferably lie in the range from about 0.05 to about 1.0 mm. Correspondingly, the diameter of the barrel can vary from about 0.5 mm to about 2 cm, depending on the size of the nerve to be repaired.

I forbindelse med oppfinnelsen omtales videre framgangsmåter for å preparere og anvende piezoelektriske ledekanaler for nerver. I tilfellet polyvinylidenfluorid, (PVDF), kan beta-fasen, som oppviser den største piezoelektriske aktiviteten, oppnås ved mekanisk strekking med påfølgende varming og avkjøling av alfa-fase PVDF. Strekkprosessen orienterer krystallinske enhetsceller, kjent som spherulitter, med sine lange akser normalt på forlengelsesaksen. Poling av beta-fase PVDF i et sterkt elektrisk felt fryser de tilfeldige dipolene In connection with the invention, further procedures for preparing and using piezoelectric conduction channels for nerves are discussed. In the case of polyvinylidene fluoride, (PVDF), the beta phase, which exhibits the greatest piezoelectric activity, can be obtained by mechanical stretching followed by heating and cooling of the alpha phase PVDF. The stretching process orients crystalline unit cells, known as spherulites, with their long axes normal to the elongation axis. Poling of beta-phase PVDF in a strong electric field freezes the random dipoles

og tilveiebringer et permanent, kraftig dipolmoment. Polariteten til elektrodene bestemmer nettoladning på de ytre og luminale overflatene til røret (dvs. dipolenes orientering). Således kan det, avhengig av polingsprosedyren, tilvirkes rør som genererer positiv eller negativ ladning på sine luminale flater etter mekanisk deformering. Polingsprosedyrer hvor polymerkontakt unngås, såsom koronautladning, benyttes for å forhindre nedbrytning av polymeret. and provides a permanent, powerful dipole moment. The polarity of the electrodes determines the net charge on the outer and luminal surfaces of the tube (ie, the orientation of the dipoles). Thus, depending on the polishing procedure, tubes can be produced that generate positive or negative charge on their luminal surfaces after mechanical deformation. Polishing procedures where polymer contact is avoided, such as corona discharge, are used to prevent degradation of the polymer.

Ledekanalene for nerver ifølge den foreliggende oppfinnelsen anvendes ved å lokalisere de kuttede nerve-endene og velge en passe stor piezoelektrisk rørformet innretning til reparasjonen, hvilken innretning har åpninger tilpasset for å motta endene til den kuttede nerven og et løp som tillater regenerering av nerven gjennom seg. De avkuttede endene til nerven trekkes deretter forsiktig inn i røret ved manuell håndtering eller suging, plassert i optimal nærhet av hverandre, og deretter festet på plass uten unødige traumer av suturer gjennom tuben, eller av et biokompatibelt lim (f.eks. fibrinklister) eller av friksjonskon-takt med røret. Røret plasseres deretter slik at muskelsammen-trekninger og normal aktivitet hos dyret fører til mekanisk deformasjon, og følgelig generering av elektriske ladninger inne i løpet. Antibiotika kan tilføres operasjonsstedet, og deretter lukkes såret. The nerve conduits of the present invention are used by locating the severed nerve ends and selecting an appropriately sized piezoelectric tubular device for the repair, which device has openings adapted to receive the ends of the severed nerve and a barrel that allows regeneration of the nerve through it . The severed ends of the nerve are then carefully drawn into the tube by manual handling or suction, placed in optimal proximity to each other, and then secured in place without undue trauma by sutures through the tube, or by a biocompatible adhesive (e.g., fibrin glue) or of frictional contact with the pipe. The tube is then placed so that muscle contractions and normal activity in the animal lead to mechanical deformation, and consequently the generation of electrical charges inside the barrel. Antibiotics can be administered to the surgical site, and then the wound is closed.

Begrepet "nerve" er her brukt både om monofascikulære og polyfascikulære nerver. De samme generelle prinsipper for regenerering med piezoelektriske ledekanaler for nerver er anvendbare for begge. The term "nerve" is used here for both monofascicular and polyfascicular nerves. The same general principles of regeneration with piezoelectric nerve conduction channels are applicable to both.

Oppfinnelsen vil nå bli beskrevet i forbindelse med visse foretrukne utførelsesformer. Det bør imidlertid være klart at forskjelige endringer, tillegg og fratrekk kan gjøres av en fagmann uten at han fjerner seg fra oppfinnelsens idé eller omfang. For eksempel er det klart at ulike alternative former på de piezoelektriske ledekanalene for nerver er mulige, selv om ledekanalene som er beskrevet nedenfor er hovedsaklig rørformede. Løpene i ledekanalene kan være ovale eller tilogmed kvadratiske i tverrsnitt. Ledekanalene kan også sammenstilles av to eller flere deler som er klemt sammen for å feste nervestumpene. Videre kan duker av piezoelektriske materiale benyttes, og formes til rør in situ. I en slik prosedyre kan nervestumpene plasseres oppe på duken og festes til denne med suturer, lim eller friksjon. Duken surres deretter omkring nervesegmentene, og det resulterende røret lukkes med ytterligere suturer, lim eller friksjon. The invention will now be described in connection with certain preferred embodiments. However, it should be clear that various changes, additions and subtractions can be made by a person skilled in the art without departing from the idea or scope of the invention. For example, it is clear that various alternative forms of the piezoelectric nerve conduction channels are possible, although the conduction channels described below are essentially tubular. The runs in the guide channels can be oval or even square in cross-section. The conduction channels can also be composed of two or more parts that are clamped together to attach the nerve stumps. Furthermore, sheets of piezoelectric material can be used and formed into tubes in situ. In such a procedure, the nerve stumps can be placed on top of the cloth and attached to it with sutures, glue or friction. The cloth is then wrapped around the nerve segments, and the resulting tube is closed with additional sutures, glue or friction.

Ledekanalene for nerver ifølge den foreliggende oppfinnelse kan også dra nytte av beslektede pyroelektriske egenskaper som ofte også oppvises av piezoelektriske materialer. Pyroelektriske effekter defineres typisk som oppvisning av elektrisk polari-sering som et resultat av temperaturendringer. Således kan ledekanalene for nerver også utnytte temperaturendringer for å danne elektrisk ladning på løpets indre overflate. The conduction channels for nerves according to the present invention can also benefit from related pyroelectric properties which are often also exhibited by piezoelectric materials. Pyroelectric effects are typically defined as the display of electrical polarization as a result of temperature changes. Thus, the conducting channels for nerves can also utilize temperature changes to form an electrical charge on the barrel's inner surface.

Ulike materialer kan også benyttes til å fylle det luminale hulrommet. Eksempelvis kan hulrommet fylles med fysiologisk salin, laminin, kollagen, glycosaminoglykaner eller nervevekst-faktorer. Hulrommet kan også seedes med dyrkede Schwann-celler. Different materials can also be used to fill the luminal cavity. For example, the cavity can be filled with physiological saline, laminin, collagen, glycosaminoglycans or nerve growth factors. The cavity can also be seeded with cultured Schwann cells.

FIG 1 er en komparativ graf over de regenerative egenskapene (målt i antall myelinerte axoner) til ulike piezoelektriske og ikke-piezoelektriske nerveleder-materialer. FIG 1 is a comparative graph of the regenerative properties (measured in number of myelinated axons) of various piezoelectric and non-piezoelectric nerve conduction materials.

Oppfinnelsen vil nå bli beskrevet i forbindelse med de følgende eksempler og sammenliknende forsøk. The invention will now be described in connection with the following examples and comparative experiments.

Unge CD-1 mus av hunkjønn (25-30 g) (Charles River Lab., Wilmington, MA) ble satt i temperatur- og fuktighetskontrollerte rom, og fikk mat og vann ad libitum. Musene ble bedøvet med metoxyfluoran, og den venstre sciatiske nerven ble avdekket gjennom et snitt langs det anterior-mediale aspektet av øvre lår. Etter retraksjon av gluteus maximus-muskelen ble et 3-4 mm langt nervesegment proximalt til den tibio-peroneale forgrening fj ernet. Young female CD-1 mice (25-30 g) (Charles River Lab., Wilmington, MA) were housed in temperature- and humidity-controlled rooms and received food and water ad libitum. The mice were anesthetized with methoxyfluorane, and the left sciatic nerve was exposed through an incision along the anterior-medial aspect of the upper thigh. After retraction of the gluteus maximus muscle, a 3-4 mm long nerve segment proximal to the tibio-peroneal branch was removed.

En rekke materialer ble deretter testet som nerveledende kanaler. Materialen var alle rørformede og 6 mm lange. Nervestumpene ble forankret 4 mm fra hverandre inne i rørene ved bruk av 10-0 nylon suturer satt gjennom hull 1 mm fra hver kanalende. For hvert materiale ble minst seks kanaler implantert i løpet av en periode på fire uker. Et ytterligere utvalg kontrolldyr ble underkastet nervereseksjon som beskrevet annetsteds, og deres operasjonssteder ble lukket uten implantasjon av noe ledende materiale. Aseptiske kirurgiske teknikker ble anvendt gjennom alle operasjonene, som ble utført ved hjelp av et operasjonsmi-kroskop. A variety of materials were then tested as nerve conduction channels. The material was all tubular and 6 mm long. The nerve stumps were anchored 4 mm apart inside the tubes using 10-0 nylon sutures inserted through holes 1 mm from each channel end. For each material, at least six channels were implanted over a period of four weeks. An additional selection of control animals underwent nerve resection as described elsewhere, and their surgical sites were closed without implantation of any conductive material. Aseptic surgical techniques were used throughout all operations, which were performed using an operating microscope.

Et utvalg ikke-piezoelektriske materialer ble brukt som rørformede ledekanaler for sammenlikningsformål. Disse ikke-piezoelektriske materialene omfattet polyetylen [Clay Adams, Parsippany, NJ] , Teflon (reg. varemerke) [Gore, Flagstaff, AZ] , silikon [Silmed, Taunton, MA], og akrylisk kopolymer (Amicon XD-50 rør, Lexington, Massachusetts). I tillegg ble ikke-polarisert PVDF sammenliknet med identisk PVDF som hadde vært underkastet poling. A selection of non-piezoelectric materials were used as tubular conducting channels for comparison purposes. These non-piezoelectric materials included polyethylene [Clay Adams, Parsippany, NJ] , Teflon (reg. trademark) [Gore, Flagstaff, AZ] , silicone [Silmed, Taunton, MA] , and acrylic copolymer (Amicon XD-50 tube, Lexington , Massachusetts). In addition, unpolarized PVDF was compared with identical PVDF that had been subjected to poling.

De piezoelektriske ledematerialene ble framslilt av pellets av homopolymer PVDF (Solef XION, Solvay&Cie, Brussel, Belgia). Pelletene ble ekstrudert til rør med en ytre diameter (YD) på 2,5 mm, og en indre diameter (ID) på 1,85 mm. De ekstruderte rørene ble strukket 3,5 ganger langs sine akser ved en temperatur på 110"C, og ved en rate på 1 cm per minutt. Denne strekkprosessen omdanner den ikke-polare krystallinske alfa-fasen til den polare krystallinske beta-fasen. Rørene ble deretter avherdet ved å holde strekket på rørene i 3 timer ved 110°C. De endelige YD og ID ble henholdsvis 1,25 mm og 0,87 mm. The piezoelectric conducting materials were produced from pellets of homopolymer PVDF (Solef XION, Solvay&Cie, Brussels, Belgium). The pellets were extruded into tubes with an outer diameter (YD) of 2.5 mm and an inner diameter (ID) of 1.85 mm. The extruded tubes were stretched 3.5 times along their axes at a temperature of 110°C, and at a rate of 1 cm per minute. This stretching process converts the non-polar crystalline alpha phase into the polar crystalline beta phase. was then quenched by holding the tubes in tension for 3 hours at 110° C. The final YD and ID were 1.25 mm and 0.87 mm, respectively.

Noen rør ble deretter kuttet og polet i et elektrisk felt for å orientere beta-fasens molekylære dipoler permanent. En tynn tråd ført igjennom løpet til de strukne PVDF-rørene tjente som indre elektrode, og en regulært orientert ordnet mengde stålnåler anbrakt langs en sirkulær omkrets tjente som den ytre elektroden. De ytre elektrodene ble koplet til den positive utgangen på en spenningskilde (Model 205-30P, Bertran Associates Inc., Syosset, NY), og den indre elektroden ble jordet. Spenningen økte gradvis over 2 timer inntil den nådde 21 kV, og ble holdt der i 12 timer. Et andre utvalg rør ble polet ved å kople spenningskildens positive utgang til den indre elektroden og jorde den ytre elektroden. I begge tilfeller førte denne pole-prosessen til at det ble dannet elektrisk ladning på overflaten etter mekanisk deformasjon av røret. Elektrisk ladningsfordeling var avhengig av den lokale mekaniske tøyning i røret; det elektriske ladningsmønsteret er omvendt i rørene preparert med reversert polaritet. Some tubes were then cut and poled in an electric field to permanently orient the beta phase molecular dipoles. A thin wire passed through the barrel of the stretched PVDF tubes served as the inner electrode, and a regularly oriented array of steel needles placed along a circular circumference served as the outer electrode. The outer electrodes were connected to the positive terminal of a voltage source (Model 205-30P, Bertran Associates Inc., Syosset, NY), and the inner electrode was grounded. The voltage was gradually increased over 2 hours until it reached 21 kV, and was held there for 12 hours. A second selection of tubes was polarized by connecting the positive output of the voltage source to the inner electrode and grounding the outer electrode. In both cases, this pole process led to the formation of an electrical charge on the surface after mechanical deformation of the pipe. Electrical charge distribution was dependent on the local mechanical strain in the tube; the electrical charge pattern is reversed in the tubes prepared with reversed polarity.

For å bestemme den piezoelektriske aktiviteten til de polete rørene, ble deres ytre overflater dekket med et tynt lag sølvmaling, og de indre elektrodene satt på plass igjen. En vertikal avbøyning på 1 mm ble påtrykt på midten av hvert rør av en kamskive forbundet med en likestrøms mikromotor. Den midlere ladning dannet av rørene polet med positive eller negative eksterne elektroder var 200-300 pC. Disse målingene ble omregnet til polarisasjonskonstanter i området fra omkring 10 til omkring 15 pC/N for de polete PVDF-rørene. Upolete rør dannet ikke detekterbare ladninger etter deformasjon. To determine the piezoelectric activity of the poled tubes, their outer surfaces were covered with a thin layer of silver paint, and the inner electrodes were replaced. A vertical deflection of 1 mm was imposed on the center of each tube by a cam connected to a DC micromotor. The average charge generated by the tubes poled with positive or negative external electrodes was 200-300 pC. These measurements were converted to polarization constants in the range from about 10 to about 15 pC/N for the polarized PVDF tubes. Unpolarized tubes did not form detectable charges after deformation.

Både polete og upolete PVDF-rør ble vasket i aceton, renset flere ganger med salin, og rengjort ultrasonisk før de ble sterilisert i et gasskammer med etylenoksyd ved 40°C. Both polarized and unpolarized PVDF tubes were washed in acetone, cleaned several times with saline, and ultrasonically cleaned before being sterilized in an ethylene oxide gas chamber at 40°C.

Da prøvene skulle tas ut igjen, ble dyrene dypt bedøvet, og avlivet transkardialt med 5 ml fosfatbufret salin (PBS) fulgt av 10 ml av et fiksativ inneholdende 3,0% paraformaldehyd og 2,5% glutaraldehyd i PBS med pH 7,4. Operasjonsstedet ble gjenåpnet, og ledekanalene og segmenter av den opprinnelige nerven ved hver av kanalene fjernet. Prøvene ble deretter etter-fiksert i en 1% osmiumtetroksyd-løsning, dehydrert og innkapslet i Spurr harpiks. Tverrgående snitt tatt ved midten av ledekanalene ble kuttet på en Sorvall MT-5000 mikrotome. Seksjonene (1 mikrometer tykke) ble farget med toluidinblått. Hele nervefiksturer ble vist på en videoskjerm gjennom et Zeiss IM3 5 mikroskop. Arealet av nerve-kablenes tverrsnitt og antall myelinerte axoner ble bestemt ved hjelp av et grafisk bord ved en endelig forstørrelse på 630x. Wilcoxon-Rang-sum testen ble brukt til å tallfeste statistiske forskjeller (p < 0,05) mellom de forskjellige populasjonene. Alle verdier er presentert som middelverdier standardavvik fra middelverdiene. When the samples were to be taken out again, the animals were deeply anesthetized and euthanized transcardially with 5 ml of phosphate-buffered saline (PBS) followed by 10 ml of a fixative containing 3.0% paraformaldehyde and 2.5% glutaraldehyde in PBS with pH 7.4. The surgical site was reopened, and the conducting canals and segments of the original nerve at each canal were removed. The samples were then post-fixed in a 1% osmium tetroxide solution, dehydrated and encapsulated in Spurr resin. Transverse sections taken at the center of the conducting canals were cut on a Sorvall MT-5000 microtome. The sections (1 µm thick) were stained with toluidine blue. Whole nerve fixtures were viewed on a video screen through a Zeiss IM3 5 microscope. The cross-sectional area of the nerve cables and the number of myelinated axons were determined using a graphic table at a final magnification of 630x. The Wilcoxon-Rang-sum test was used to quantify statistical differences (p < 0.05) between the different populations. All values are presented as mean values standard deviation from the mean values.

Resultatene av de sammenliknende studiene er presentert grafisk i FIG. 1. Antall myelinerte axoner funnet etter gjenåpning etter fire uker for hvert av de fire ledermaterialene er vist. Perifer nerve-regenerering ble dramatisk forbedret ved bruk av piezoelektriske ledekanaler som genererte enten transiente positive eller negative ladninger på sine indre overflater. Nerver regenerert i polete PVDF-rør inneholdt signifikant flere myelinerte axoner og framviste mer normale morfologiske karakter-istika enn enn nerver regenerert i upolete rør. Sammenliknet med alle de andre materialene som ble testet, inneholdt de polete PVDF-rørene det høyeste antallet myelinerte axoner etter fire uker, og de regenererte axonene framviste større diametre og myelinslire-tykkelse. The results of the comparative studies are presented graphically in FIG. 1. The number of myelinated axons found after reopening after four weeks for each of the four conductor materials is shown. Peripheral nerve regeneration was dramatically improved using piezoelectric guide channels that generated either transient positive or negative charges on their inner surfaces. Nerves regenerated in polarized PVDF tubes contained significantly more myelinated axons and displayed more normal morphological characteristics than nerves regenerated in unpolarized tubes. Compared to all the other materials tested, the poled PVDF tubes contained the highest number of myelinated axons after four weeks, and the regenerated axons exhibited larger diameters and myelin sheath thickness.

Etter gjenåpning var alle uttatte ledekanalene dekket av et tynt vevlag som ikke reduserte PVDF-rørenes gjennomskinnelighet. En kabelforbindelse mellom nervestumpene ble observert i alle implanterte rør. Alle kablene var omgitt av et cellulært gel, og ingen hadde festet seg til kanalveggene. I sterk kontrast viste mus uten ledekanal fullstendig nervedegenerering. After re-opening, all the removed guide channels were covered by a thin layer of tissue which did not reduce the translucency of the PVDF pipes. A cable connection between the nerve stumps was observed in all implanted tubes. All the cables were surrounded by a cellular gel, and none had attached to the canal walls. In stark contrast, mice without a conduit showed complete nerve degeneration.

Nervekabler som ble regenerert i polete og upolete PVDF-rør var betraktelig forskjellige med hensyn til arealet av tverr-snittene, relativ vevs-sammensetning og antall myelinerte axoner. Arealet av de regenererte kablenes tverrsnitt ved midtpunktet av de polete PVDF-kanalene var signifikant større enn for dem som ble regenerert i upolete PVDF-rør (4,33 ± 1,25 mot 2,35 ± 1,17 mm<2>x 10~<2>; p < 0,05).Kablene var delinjerte av et epineurium som hovedsakelig besto av fibroblaster og kollagenfibriler som omga flere fascikler inneholdende myelinerte og ikke-myelinerte axoner og Schwann-celler. Prosentandelen av fascikkel-areal var signifikant større i polete rør, mens prosentandelen epineurisk vev var signifikant mindre (Tabell 1). Selv om det relative arealet av blodkar var større i polete rør, var forskjellen ikke statistisk signifikant (Tabell 1). Viktigst var at nervene regenerert i polete PVDF-rør inneholdt signifikant flere myelinerte axoner enn dem i upolete PVDF-rør (1.742 ± 352 mot 778 ± 328; p < 0 ,005) . Nerve cables regenerated in polarized and unpolarized PVDF tubes differed significantly with respect to cross-sectional area, relative tissue composition, and number of myelinated axons. The cross-sectional area of the regenerated cables at the midpoint of the polarized PVDF channels was significantly greater than that of those regenerated in unpolarized PVDF tubes (4.33 ± 1.25 vs. 2.35 ± 1.17 mm<2>x 10 ~<2>; p < 0.05).The cables were delined by an epineurium consisting mainly of fibroblasts and collagen fibrils surrounding several fascicles containing myelinated and unmyelinated axons and Schwann cells. The percentage of fascicle area was significantly greater in poled tubes, while the percentage of epineurial tissue was significantly smaller (Table 1). Although the relative area of blood vessels was greater in poled tubes, the difference was not statistically significant (Table 1). Most importantly, the nerves regenerated in polarized PVDF tubes contained significantly more myelinated axons than those in unpolarized PVDF tubes (1,742 ± 352 versus 778 ± 328; p < 0.005).

Claims

1. A medical device for use in regenerating a broken nerve characterized in that it comprises a tubular piezoelectric membrane with apertures adapted to receive the ends of the broken nerve and a barrel to allow regeneration of said nerve.

2. Device according to claim 1 characterized in that the piezoelectric material has a polarization constant in the range from about 0.5 to about 35 picoCoulombs per Newton.

3. Device according to claim 1 characterized in that the piezoelectric material has a polarization constant in the range from about 1 to about 20 picoCoulombs per Newton.

4. Device according to claim 1 characterized in that the piezoelectric material comprises a material selected from the group consisting of polyvinylidene fluoride, polyvinyl fluoride, polyvinyl chloride, collagen, nylon 11, polyhydroxybutyrate, poly-(gamma)-benzyl glutamate, poly-(gamma)-methyl glutamate, copolymers of trifluoroethylene and such polymers, and derivatives of such polymers.

5. Device according to claim 1 characterized in that the piezoelectric material is polyvinylidene fluoride.

6. Device according to claim 5 characterized in that the polyvinylidene fluoride material has a chain length of about 2,000 to about 15,000 repeat units.

7. Device according to claim 5 characterized in that the polyvinylidene fluoride material has an orthorhombic unit cell structure comprising two chains with equal orientation, and consequently a permanent dipole moment.

8. Device according to claim 7 characterized in that the polyvinylidene fluoride material further exhibits an alignment of the permanent dipoles and a polarization constant in the range from about 1 to about 20 picoCoulombs per Newton.

9. Device according to claim 1 characterized in that the thickness of the membrane lies in the range from about 0.05 to about 1.0 millimetres.

10. Device according to claim 1 characterized in that the diameter of the barrel is in the range from about 0.5 millimeters to about 2 centimeters.

11. Device according to claim 1 characterized in that the membrane is permeable to dissolved particles with a molecular weight of around 100,000 daltons or less.

12. Device according to claim 1 characterized in that the membrane is impermeable to fibroblasts and other scar-forming connective tissue cells.

13. Device according to claim 1 characterized in that the membrane is polarized so that a positive charge forms on the inner membrane surface after a mechanical deformation.

14. Device according to claim 1 characterized in that the membrane is polarized so that a negative charge forms on the inner membrane surface after a mechanical deformation.

15. Method for repairing a broken nerve characterized in that it comprises providing a protective tubular piezoelectric membrane device having apertures adapted to receive the ends of the severed nerve and a barrel to allow regeneration; placement of the severed nerve endings close to each other inside the barrel; and attach the nerve endings to the device.

16. Method according to claim 15 characterized in that the step where the nerve ends are further attached comprises sewing the nerve ends to the membrane.

17. Method according to claim 15 characterized in that the step where the nerve endings are attached further comprises attaching the nerve endings with an adhesive.

18. Method according to claim 15 characterized by the fact that the nerve endings are attached by friction.

19. Method according to claim 15 characterized in that the method further comprises filling the barrel with saline.

20. Method according to claim 15 characterized in that the method further comprises filling the barrel with a matrix material selected from the group consisting of laminin, collagen and glycosaminoglycan.

21. Method according to claim 15 characterized in that the method further comprises seeding the race with nerve growth factors.

22. Method according to claim 15 characterized in that the method further comprises seeding the course with Schwann cells.

23. Method according to claim 15 characterized in that the method further comprises the step of allowing biological degradation of the device in vivo.

24. Method according to claim 15 characterized in that the method further comprises the step of splitting the tube along fracture lines and then removing it from the nerve ends after they have healed together.