Gefäßprothesen sind in der modernen Therapie bei einer Vielzahl von Erkrankungen, wie z. B.

Gefäßaussackungen, Gefäßeinengungen oder Verschlüssen bei arterieller Verschlusskrankheit/ Diabetes mellitus, und chronischem Nierenversagen, ein wichtiges Hilfsmittel für den Arzt, insbesondere dann, wenn krankheitsbedingt eine Gefäßrekonstruktion erforderlich ist und diese Gefäßrekonstruktion nicht durch Zugriff auf autologes Gefäßmaterial möglich ist, da dieses entweder krankhaft verändert ist, oder bereits entfernt wurde. Im Stand der Technik werden in derartigen Fällen Kunststoffprothesen verwendet. Infolge ihrer Anwendung als Gefäßersatz ist es günstig, wenn die Gefäßprothesen primär dicht sind. Unter dem Begriff Gefäßprothesen versteht man verschiedene Formkörper wie Rohre, Y-Prothesen oder Patches, die mit biologischem Material in Kontakt kommen. Rohre haben zum einen ein proximales Ende und ein distales Ende die durch einen sich dazwischen erstreckenden Hohlraum miteinander verbunden sind, wobei der Hohlraum die Aufnahme eines Fluids erlaubt, ohne dass das Fluid aus dem Hohlraum durch die Wand der Prothese dringt bzw. Flüssigkeiten von außerhalb der Gefäßprothese nach innen in den Hohlraum dringen. Y-Prothesen sind Y-förmig verzweigte Rohre, die zwei proximale Enden und ein distales Ende besitzen und durch ein sich dazwischen erstreckender Hohlraum miteinander verbunden. Der Hohlraum erlaubt die Aufnahme eines Fluids, ohne dass das Fluid aus dem Hohlraum durch die Wand der Prothese dringt bzw. Flüssigkeiten von außerhalb der Gefäßprothese nach innen in den Hohlraum dringt. Y-Prothesen und Rohre haben zwei Kontaktflächen, eine Innenwand im Hohlkörper zum Blut hin und eine Außenwand des Hohlkörpers zum Gewebe hin.

Im Gegensatz dazu besitzen Patches, oder auch Flickenplastiken, keinen Hohlraum, sie sind zweidimensional, wie beispielsweise ein Lappen, und besitzen zwei Kontaktflächen, die mit biologischem Gewebe in Berührung kommen.

Im Stand der Technik wurde die Verwendung von gewirkten Polyesterprothesen als Gefäßprothesen beschrieben. Derartige gewirkte Polyesterprothesen sind jedoch primär undicht.

Entsprechend werden sie bevorzugterweise in einen Zustand überführt, der diese Undichtigkeit beseitigt. Dies wird typischerweise dadurch erreicht, dass die Polyesterprothesen mit Kollagen, Albumin oder Gelatine vom Rind beschichtet werden, die jedoch den Nachteil aufweisen, dass sie tierische Produkte in den menschlichen Körper einführen, was mit Blick auf bovine spongioforme Encephalopathie (BSE) auch unter regulatorischen Aspekten zunehmend weniger akzeptiert wird.

Ein im Stand der Technik weiterhin verwendetes Trägermaterial für Prothesen ist expandiertes Polytetrafluoroethylen (PTFE), welches jedoch dazu neigt, bei Implantation zu Stichkanalblutungen zu führen, was durch die Beschichtung mit Materialien wie Kollagen, Albumin oder Gelatine mit den zuvor beschriebenen nachteiligen Wirkungen zu verhindern versucht wird.

Schließlich weisen die im Stand der Technik beschriebenen, aus Kunststoff hergestellten Gefäßprothesen allgemein noch den Nachteil auf, dass sie biologisch nicht inert sind, d. h. im Laufe der Zeit abgebaut werden, dass ihre Oberflächen oftmals thrombogen sind und dass sie zur Ausbildung einer Intimahyperplasie, insbesondere an den Anastomosen, führen.

Bei der Intimahyperplasie handelt es sich um eine Reaktion der Gefäße auf eine Verletzung (Larena-Avellaneda et al. 2004, Weiterführende Modifikation und Entwicklung des"drug- eluting bypass", Gefäßchirurgie, im Druck). Es kommt zur Vermehrung von glatten Muskelzellen in der Media der Arterie. Diese wandern in die Intimaschicht ein und beginnen mit der Produktion von sogenannter extrazellulärer Matrix.

Diese mit der Verwendung derartiger Gefäßprothesen einhergehenden Nachteile stellen neben dem Fortschreiten der Grundkrankheiten, die zur Implantation derartiger Prothesen führen, den wesentlichen Grund dar, weshalb Kunststoffprothesen nach dem Stand der Technik nicht die von medizinischer Seite gewünschte und erforderliche Wirkung aufweisen. Unter Inertheit versteht man, dass die Prothese nach Implantation nicht abgebaut wird. Unter Thrombogenität wird dabei die Eigenschaft einer Gefäßprothese verstanden, bei Kontakt derselben mit Blut die Ausbildung eines Thrombus und/oder dessen Ablagerung zu induzieren. Die Entwicklung der Intimahyperplasie geht nach derzeitigem Verständnis auf eine Verletzung der Endothelien zurück, was zur Anlagerung von Thrombozyten führt. Diese und auch die Gefäßzellen selbst produzieren Wachstumsfaktoren, wie beispielsweise PDGF, FGF-2, Endothelin I, Angiotensin II und Matrixmetalloproteinasen [Bauters C. et al., Cardiovasc. Res. 31 : 835-846 ; Ben Slimane S. et al., Eur. Surg. Res. 20 : 12-17], die dann wiederum zusammen mit anderen Einflüssen, wie beispielsweise Hormonen und mechanischen Faktoren, über die Veränderung der glatten Muskelzellen zur Intimahyperplasie führen, wobei bereits 30 Minuten nach einer Gefäßverletzung eine Aktivierung der glatten Muskelzellen nachzuweisen ist. 24 bis 48 Stunden später beginnen die glatten Muskelzellen in der Media zu proliferieren. Nach vier Tagen kommt es zu einer Migration der glatten Muskelzellen in die Intima und nach einer Woche zeigt sich eine maximale Proliferationsrate der glatten Muskelzellen. Diese hält für einige Wochen an, wobei zusätzliche extrazelluläre Matrix mit Kollagen vom Kollagentyp I/III, Elastin, Fibronectin und Proteoglycan produziert wird. Ein Gleichgewichtszustand wird nach ca. drei Monaten erreicht. Die Intima besteht dann zu 47 bis 80 % aus der extrazellulären Matrix. Es kommt sekundär zu einer Infiltration der Gefäßwand durch Monozyten, T-Zellen und anderen Leukozyten aus dem Plasma.

Im Stand der Technik sind verschiedene Ansätze beschrieben, um die Intimahyperplasie zu unterdrücken. Diese umfassen beispielsweise die Bestrahlung der Anastomosen [Soni A. B. et al., Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys. 54 : 1174-1179], gentherapeutische Ansätze [Conte M. S. et al., J. Vasc. Surg. 36 : 1040-1052] und Tissue Engineering [Teebken O. E. et al., Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. 23 : 475-485] sowie die Beschichtung des Implantates mit Endothelzellen [Arts C. H. et al., Eur. J. Vasc. Endovasc. Surg. 23 : 29-38 ; Conte M. S. et al., J. Vasc. Surg. 21 : 413-421 ; Gomes D. et al., J. Vasc. Surg. 34 : 707-715 ; Seifalian A. M. et al., Artif. Organs 26 : 307-320]. Die bisher angewandten Beschichtungen, wie z. B. Carbon im Falle des Produktes Carboflos der Fa. Impra oder Heparin im Falle des Produktes Propaten@) der Fa.

Gore haben klinisch keine durchgreifenden Erfolge gezeigt [Imig, H Grundmann, RT, 2000, Gefäßprothesen-Wo geht es hin ?, Zentralbl. Chir. 125 : 298). Ein entscheidender Nachteil dieser Gefäßprothesen liegt beispielsweise bei dem Produkt Propaten in der fehlenden lokalen Freisetzung des Wirkstoffs Heparin, der irreversible an die Prothese gebunden ist. Auf der Innenseite der Prothese ragen aktive Sequenzen, der an die Prothese gebundenen Heparinmoleküle ins Lumen und binden Antithrombin, wobei Antithrombin durch die Bindung so konformiert wird, dass es in der Lage ist besonders rasch Thrombin zu binden. Der Thrombin- antithrombinkomplex wird durch den Blutfluss vom Heparinmolekül weggespült. Durch die Bildung des Komplexes soll die Entstehung eines Thrombus verhindert werden. Auch bei dem Produkt Carboflo wird der Wirkstoff Carbon nicht freigesetzt, sondern wirkt nur als bioaktive Beschichtung. Auch diese Oberflächenbeschichtung soll bewirken, dass die Prothese weniger thrombogen ist.

All diesen Ansätzen ist jedoch gemein, dass sie in der Regel mit einem hohen Aufwand an Material und Zeit verbunden sind bzw. sich noch in einer sehr frühen Phase der Entwicklung befinden und ihre Anwendung mehr experimenteller Natur denn täglich geübte klinische Praxis ist.

Der vorliegenden Erfindung liegt somit die Aufgabe zugrunde, eine Prothese bereitzustellen, die die Nachteile der Prothesen nach dem Stand der Technik überwindet. Insbesondere ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine dichte Prothese bereitzustellen, die nach Implantation wesentlich länger im Körper verweilt als herkömmliche Prothesen. Erfindungsgemäß ist die Prothese biologisch inert, weist eine geringe Thrombogenität und eine geringe Neigung zur Ausbildung einer Intimahyperplasie nach Implantation auf.

In einem ersten Aspekt wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst durch eine Prothese umfassend ein proximales und ein distales Ende mit einem sich dazwischen erstreckenden Hohlraum, wobei die Prothese eine Trägerstruktur und mindestens eine biologisch aktive Verbindung umfasst.

In einer Ausführungsform besteht die Trägerstruktur aus einem Trägermaterial und einem Beschichtungsmaterial.

In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Trägermaterial ausgewählt aus der Gruppe, die Polytetrafluoroethylen, Polyester und Polyurethan umfasst.

In einer Ausführungsform ist das Beschichtungsmaterial aus der Gruppe ausgewählt, die Organopolysiloxane umfasst.

In einer bevorzugten Ausführungsform ist das Organopolysiloxan aus der Gruppe ausgewählt, die Polydimethylsiloxan, Polyvinylsiloxan, Polyphenylsiloxan und Polyalkylsiloxan umfasst.

In einer Ausführungsform bilden das Trägermaterial und das Beschichtungsmaterial eine Matrix aus.

In einer bevorzugten Ausführungsform enthält die Matrix die biologisch aktive Verbindung.

In einer Ausführungsform definiert die Trägerstruktur eine Außenwand und eine Innenwand, wobei die Innenwand den Blut führenden Hohlraum und die Außenwand die Trägerstruktur gegen das umgebende Gewebe begrenzt.

In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Prothese flüssigkeitsdicht.

In einer noch bevorzugteren Ausführungsform ist das Beschichtungsmaterial Polydimethylsiloxan und bevorzugterweise ist das Trägermaterial Polyester, wobei die Beschichtung der Prothese etwa 10-30 mg Polydimethylsiloxan/cm2 Oberfläche, bevorzugterweise etwa 15-26 mg Polydimethylsiloxan/cm2 Oberfläche und bevorzugtesterweise etwa 16-23 mg Polydimethylsiloxan/cm2 Oberfläche beträgt.

In einer Ausführungsform weist das Beschichtungsmaterial eine Modifikation auf.

In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Modifikation aus der Gruppe ausgewählt, die Silanolat, Alkylhydroxid, Polyvinylalkohol, Polyethylenoxid, Zinksulfat, Polyvinylpyrrolidon und Phosphocholin umfasst.

In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Modifikation aus der Gruppe ausgewählt, die Polyvinylalkohol, Polyvinylpyrrolidon und Phosphocholin umfasst.

In einer noch bevorzugteren Ausführungsform ist die Modifikation an der Innenwand vorhanden und verbleibt bevorzugterweise dort dauerhaft.

In einer Ausführungsform ist mindestens eine biologisch aktive Verbindung in der Matrix vorhanden.

In einer Ausführungsform ist die biologisch aktive Verbindung aus der Gruppe ausgewählt, die Antibiotika, Immunsuppressiva und Proliferationshemmer umfasst.

In einer Ausführungsform ist die biologisch aktive Verbindung aus der Gruppe ausgewählt, die Acetylsalicylsäure, Sirolimus und Paclitaxel umfasst.

In einer Ausführungsform wird die biologisch aktive Verbindung mit einer Rate von 2-3 pg/Stunde abgegeben.

In einer Ausführungsform ist die Prothese eine Gefäßprothese.

In einer Ausführungsform wird die Prothese bei der kniegelenksübergreifenden alloplastischen Rekonstruktion verwendet.

In einer Ausführungsform wird die Prothese als pheripherer oder zentraler AV-Shunt verwendet.

In einer Ausführungsform wird die Prothese als Patch oder als Dialyse-Shunt verwendet.

In einem zweiten Aspekt wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zur Herstellung einer Prothese umfassend ein proximales und ein distales Ende mit einem sich dazwischen erstreckenden Hohlraum, wobei die Prothese eine Trägerstruktur und mindestens eine biologisch aktive Verbindung umfasst und die Trägerstruktur aus einem Trägermaterial und einem Beschichtungsmaterial besteht, insbesondere eine Prothese gemäß dem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung, umfassend die Schritte : Bereitstellen des Trägermaterials, wobei das Trägermaterial ein proximales Ende und ein distales Ende und einen sich dazwischen erstreckenden Hohlraum umfasst ; Beschichten des Trägermaterials mit einem Beschichtungsmaterial, wodurch eine Matrix ausgebildet wird ; und Einbringen der biologisch aktiven Verbindung in die Matrix.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung erfolgt die Beschichtung des Trägermaterials, indem das Beschichtungsmaterial auf das rotierende Trägermaterial aufgegeben wird.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird der Beschichtungsschritt mehrfach wiederholt und bevorzugterweise wird nach jedem Beschichtungsschritt das aufgebrachte Beschichtungsmaterial oder das beschichtete Trägermaterial getrocknet.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung weist das Beschichtungsmaterial bereits eine Modifikation auf.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird das Beschichtungsmaterial und/oder die Matrix mit einer Modifikation, bevorzugterweise an der Oberfläche und bevorzugtererweise an der dem Hohlraum zugewandten Wand der Trägerstruktur, versehen und damit modifiziert.

In einer bevorzugten Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung erfolgt das Modifizieren durch einen nass-chemischen Modifizierungsvorgang.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird die Modifikation ausgebildet durch ein Molekül oder eine dadurch bereitgestellte Gruppe die ausgewählt ist aus der Gruppe, die Polyvinylalkohol, Phosphocholin und Polyvinylpyrrolidon umfasst.

In einer bevorzugten Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung erfolgt vor dem nass-chemischen Modifizierungsvorgang eine Aktivierung der Matrix mittels basischer Methanollösung.

In einer noch bevorzugteren Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird nach der Aktivierung das die Modifikation ausbildenden Molekül in einer verdünnten Lösung mit der Matrix kontaktiert, bevorzugterweise mit der Innenwand der Matrix und/oder der Trägerstruktur.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird die biologisch aktive Verbindung durch einen nass-chemischen Vorgang in die Matrix eingebracht.

In einer bevorzugten Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird vor oder während des Einbringens der biologisch aktiven Verbindung die Matrix aufgequollen durch Kontaktieren der Matrix mit einem Quellmittel.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird die biologisch aktive Verbindung in einem Lösungsmittel bereitgestellt und das die biologisch aktive Verbindung enthaltende Lösungsmittel wird mit der Matrix in Kontakt gebracht.

In einer bevorzugten Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung ist das Lösungsmittel ein Quellmittel für die Matrix.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird das Trägermaterial um seine Längsachse, die sich durch oder parallel zum Hohlraum des Trägermaterials erstreckt, gedreht, während das Beschichtungsmaterial auf das Trägermaterial aufgegeben wird.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird das Beschichtungsmaterial als Präpolymer bereitgestellt und während oder nach dem Kontaktieren mit dem Trägermaterial polymerisiert.

In einer bevorzugten Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird das Beschichtungsmaterial vom distalen Ende zum proximalen Ende oder vom proximalen Ende zum distalen Ende aufgegeben, wobei das Trägermaterial relativ zu dem aufgegebenen Beschichtungsmaterial in Richtung der Längsachse des Trägermaterials bewegt wird.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung besteht das Trägermaterial aus Polyester und das Beschichtungsmaterial ist Polydimethylsiloxan.

In einer bevorzugten Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird das Trägermaterial mit etwa 80 Umdrehungen/Minute gedreht.

In einer noch bevorzugteren Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung ist das Beschichtungsmittel eine Lösung von etwa 11 g des Präpolymers von Polydimethylsiloxan in etwa 86 g Ethylacetat.

In einer ganz besonders bevorzugten Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung beträgt die relative Bewegung etwa 14 mm/Minute und die Tropfgeschwindigkeit beträgt etwa 15-20 ml/Stunde.

In einer Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung ist ein Beschichtungsdurchgang beendet, wenn das Trägermaterial einmal von seinem proximalen Ende bis zu seinem distalen Ende oder von seinem distalen Ende bis zu seinem proximalen Ende beschichtet worden ist.

In einer bevorzugten Ausführungsform des zweiten Aspektes der vorliegenden Erfindung wird der Beschichtungsvorgang mehrfach wiederholt.

In einem dritten Aspekt wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst durch eine Prothese herstellbar nach einem Verfahren gemäß dem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung.

Der vorliegenden Erfindung liegt die überraschende Erkenntnis zugrunde, dass bei einer Prothese, die eine Trägerstruktur und mindestens eine biologisch aktive Verbindung umfasst, gleichzeitig die Thrombogenität und die durch die Prothese bedingte Intimahyperplasie in ihrer Ausprägung verringert bzw. vermieden werden kann. Die Trägerstruktur der erfindungsgemäßen Prothese besteht dabei aus einem Trägermaterial und einem Beschichtungsmaterial. Zur Vermeidung der mit der Verwendung von tierischem und insbesondere bovinem Material, wie beispielsweise Kollagen, Albumin oder Fibrinogen, verbundenen Risiken, wie sie beispielsweise BSE darstellt, handelt es sich bei dem Beschichtungsmaterial bevorzugterweise um einen Kunststoff. Der vorliegende Erfinder hat dabei überraschenderweise festgestellt, dass als Kunststoff besonders Organopolysiloxane geeignet sind. Durch die Verwendung eines derartigen Kunststoffes als Beschichtungsmaterial ist es möglich, dass verschiedene Trägermaterialien eingesetzt werden, wie sie als solche im Stand der Technik für die Herstellung von Prothesen oder Stents verwendet werden. Ein besonders bevorzugtes Ausgangsmaterial stellen insoweit Polytetrafluoroethylen und Polyester, wie beispielsweise Polyethylenterephthalat, oder Polyurethan dar. Es ist im Rahmen der vorliegenden Erfindung, dass das Trägermaterial allgemein aus solchen Materialien hergestellt sein kann, die als Blutleiter in Betracht kommen.

Die erfindungsgemäße Prothese ist multifunktionell, d. h. durch Einbringung von biologisch wirksamen Molekülen auf die Oberfläche oder in die Matrix der Prothesen werden diese lokale Wirkungen zu entfalten, d. h. z. B. optimale Einheilung der Prothesen bei gleichzeitiger Entzündungsprophylaxe und/oder Thromboseprophylaxe. Die biologisch aktive Verbindung wird bevorzugterweise kontinuierlich an den Kontaktflächen, innen und außen, der Prothesen freigesetzt.

Die erfindungsgemäße Prothese ist somit bevorzugterweise eine rohrförmige Gefäßprothese.

Neben der Verwendung als Gefäßprothese kann die erfindungsgemäße Prothese auch zur Rekonstruktion von gefäßähnlichen Strukturen, wie beispielsweise Körperpassagen oder- durchgängen, verwendet werden.

In einer bevorzugten Ausführungsform stellt die erfindungsgemäße Prothese einen Formkörper zum Gefäßersatz dar, der bevorzugterweise bei langstreckigen Verschlüssen verwendet wird.

Die erfindungsgemäße Prothese stellt einen Formkörper dar, der zwei Kontaktflächen zu biologischem Material besitzt. In der bevorzugten Form besteht der Formkörper aus einem Rohr, d. h. einem verlängerten Element mit einem proximalen und einem distalen Ende und einem sich dazwischen erstreckenden Hohlraum, das hierin auch als Trägerstruktur bezeichnet wird. Der Hohlraum definiert den Bereich, in dem die Körperflüssigkeit nach dem Einführen oder der Implantation der Prothese geleitet werden soll. Die Flussrichtung der Flüssigkeit ist dabei im Wesentlichen parallel zu der durch den Hohlraum definierten Längsachse der Prothese.

Die Flussrichtung kann jedoch auch hiervon abweichen, wie beispielsweise der Fall bei extraanatomischen Umleitungen, Herzbypass und Dialyse Shunts. Dabei ist es bevorzugt, dass der Flüssigkeitsstrom durch den Hohlraum erfolgt und eine Passage über die den Hohlraum definierenden oder begrenzenden Prothesenwand nicht erfolgt, zumindest nicht wesentlich erfolgt. Eine Passage des Flüssigkeitsstroms ist jedoch beispielsweise erlaubt bei der Verwendung der erfindungsgemäßen Prothese als pheripherer oder zentraler AV-Shunt wie Dialyse-Shunt bzw. Carotis-Patch. Die Prothese wird somit von einer eine Prothesenwand aufweisende Trägerstruktur ausgebildet, wobei die Prothesenwand eine Außenwand und eine Innenwand definiert und die Innenwand den Hohlraum der Prothese begrenzt. Die erfindungsgemäße Prothese kann somit auch als Bypass bezeichnet oder verwendet werden. Die erfindungsgemäße Prothese kann darüber hinaus auch in Form eines Patches ausgebildet sein, somit eine im Wesentlichen zweidimensionale Struktur aufweisen, wobei sie zwei Kontaktflächen aufweist, die mit biologischem Gewebe in Berührung gelangen. Infolge der zweidimensionalen Ausbildung des Patches wird die Trägerstruktur die beiden Kontaktflächen ausbilden und der Patch keinen Hohlraum wie bei der rohrförmigen oder Y-förmigen Ausführungsform der erfindungsgemäßen Prothese aufweisen.

Bevorzugterweise handelt es sich bei der Prothese um einen Fremdkörper, d. h. einen Körper, der verschieden ist von dem Material, das in dem Organismus vorhanden ist, in den die Prothese implantiert wird, verschieden ist. Bevorzugtererweise handelt es sich bei der Prothese um eine solche, die von einem allogenen oder autologen Gefäßimplantat verschieden ist.

In einer weiteren Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Trägerstruktur durch ein faseriges oder flächiges Material definiert ist. In einer weiteren Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Trägerstrukturen aus einem gestrickten, gewirkten oder gewebten Material hergestellt ist.

Die Trägerstruktur umfasst das Trägermaterial und das Beschichtungsmaterial. Das Beschichtungsmaterial ist bevorzugterweise ein Organopolysiloxan. Aus der Gruppe der Organopolysiloxane sind insbesondere Polyvinylsiloxan, Polyphenylsiloxan und Polyalkylsiloxane bevorzugt. Wie hierin verwendet, bezeichnet der Begriff Alkyl eine geradkettige oder verzweigtkettige Kohlenwasserstoffkette, die eine oder mehrere Substituenten aufweisen kann. Bevorzugterweise weist die Kohlenstoffkette keine Substituenten auf. In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Länge der Alkylkette ein bis sechs Kohlenstoffatome lang, bevorzugterweise ein bis vier Kohlenstoffatome lang und bevorzugtererweise ein bis zwei Kohlenstoffatome lang. Ein besonders bevorzugtes Polyalkylsiloxan ist dabei Polydimethylsiloxan, insbesondere additionsvernetzende Silikontypen. Die dreidimensionale Vernetzung von linearen Polydimethylsiloxan-Ketten führt zum fertigen Formkörper aus Silikon.

Die Beschichtung von Trägermaterialien oder Trägerstrukturen mit Silikonen und insbesondere mit Siloxanen ist, beispielsweise, beschrieben von Rochow, E., (Eugene Rochow, Silcon and Silicones, Springer Verlag, ISBN 3-540-17565-2).

Die Beschichtung mit den Organopolysiloxanen stellt eine wirksame Möglichkeit dar, das Trägermaterial, welches bevorzugterweise nicht flüssigkeitsdicht ist, flüssigkeitsdicht auszugestalten. Ein Test zur Beurteilung der Flüssigkeitsdichtigkeit ist im Beispielsteil beschrieben. Flüssigkeitsdicht ist eine Prothese gemäß der vorliegenden Erfindung bei Werten von <5 ml/Min./cm2 bei einem Druck innerhalb des Gefäßes von 120 mmHg.

Es ist im Rahmen der vorliegenden Erfindung, dass das Trägermaterial und das Beschichtungsmaterial zusammen eine Matrix ausbilden. Es ist jedoch auch im Rahmen der vorliegenden Erfindung, dass die Matrix durch das Beschichtungsmaterial oder das beschichtete Trägermaterial aufgebaut ist.

Die erfindungsgemäße Prothese umfasst in einer Ausführungsform eine oder mehrere Modifikationen. Diese Modifikationen dienen, ohne im Folgenden darauf festgelegt sein zu wollen, wohl ganz besonders Beeinflussung der Thrombogenität der erfindungsgemäßen Prothese. Die Modifikation wird bevorzugterweise als eine Modifikation der Matrix, bevorzugterweise als eine Oberflächenmodifikation der Matrix ausgeführt. Wie hierin verwendet bezeichnet Oberflächenmodifikation eine Modifikation, die an einer Oberfläche vorhanden ist. Bevorzugterweise handelt es sich bei der Oberfläche um jene, die mit der im Hohlraum der Prothese enthaltenen oder dadurch strömenden Flüssigkeit in Kontakt gelangt. Eine derartige Modifizierung der Matrix, d. h. ein Versehen der Matrix mit einer oder mehreren Modifikationen, kann vor der Verwendung des Beschichtungsmaterials erfolgen, d. h. bevor das Trägermaterial mit dem Beschichtungsmaterial beschichtet wird. In einem solchen Fall trägt das Beschichtungsmaterial bereits die Modifikation. Alternativ kann eine Modifizierung, insbesondere der Matrix, vorgenommen werden, nachdem das Trägermaterial mit dem Beschichtungsmaterial beschichtet worden ist. Die Modifikation kann dabei durch die folgenden Moleküle bzw. die von diesen Molekülen bereitgestellten reaktiven Gruppen ausgebildet werden : Alkylhydroxid, Polyvinylalkohol (PVA), Polyethylenoxid (PEO), Zinksulfat, Silanolat, Polyvinylpyrrolidon (PVP) und Phosphocholin (PC). Bevorzugterweise ist der Alkylrest der Alkylhydroxide wie hierin allgemein für Alkyl definiert.

Im Sinne einer eine besonders geringe Thrombogenität aufweisende oder bedingende Modifikationen haben sich Polyvinylalkohol (PVA), Phosphocholin (PC) und die PDMS- Oberfläche erwiesen.

In einer Ausführungsform der erfindungsgemäßen Prothese ist vorgesehen, dass die biologisch aktive Verbindung in der Matrix enthalten ist oder an der Oberfläche gebunden vorhanden ist. Dabei ist es im Rahmen der vorliegenden Erfindung, dass die biologisch aktive Verbindung an zumindest einer der Kontaktflächen der Prothese und/oder in der Matrix, d. h. in dem Bereich der Trägerstruktur zwischen der Außenwand und der Innenwand, vorhanden ist. Es ist im Rahmen der vorliegenden Erfindung ist, dass die biologisch aktive Verbindung sowohl an der Innenwand, d. h. der dem Hohlraum zugewandten Seite der Trägerstruktur vorhanden ist, als auch an der Außenwand. Es ist somit ganz besonders bevorzugt, wenn die biologisch aktive Verbindung mit dem die Prothese nach Implantation umgebenden Gewebe oder einer derartigen Flüssigkeit und auch mit der im Hohlraum der Prothese enthaltenen oder dadurch hindurchströmenden Flüssigkeit in Kontakt gebracht wird.

Die biologisch aktive Verbindung wird entweder kovalent oder ionogen an der Matrix gebunden.

Bevorzugterweise wird die biologisch aktive Verbindung an oder in der Matrix adsorptiv immobilisiert.

Die biologisch aktive Verbindung ist bevorzugterweise aus der Gruppe ausgewählt, die Antibiotika, Immunsuppressiva und Proliferationshemmer umfasst. Insbesondere die Verwendung von Immunsuppressiva oder Proliferationshemmern dient entscheidend dazu, die unerwünschte Intimahyperplasie zu unterdrücken. Ganz besonders bevorzugt sind dabei Sirolimus und Paclitaxel. Weitere bevorzugte Verbindungen sind Abciximab, Östrogen, Thrombozytenaggregationshemmer wie ASS, Vitamin K-Antagonisten wie Coumarine, Everolimus, Tacrolimus und Wachstumsfaktoren. Es ist im Rahmen der vorliegenden Erfindung, dass auch zwei oder mehrere biologisch aktive Verbindungen von der Prothese umfasst und insbesondere in oder auf der Matrix enthalten sind. Die zwei oder mehreren biologisch aktiven Verbindungen können dabei gleichzeitig oder zeitlich versetzt abgegeben werden Beispiele hierfür sind bei entzündlichen Prozessen Immunspressivum und Antibiotikum. Weitere bevorzugte biologisch aktive Verbindungen sind beispielsweise zur Thromboseprophylaxe : Thrombozytehaggregationshemmer oder Vitamin-K-Antagonisten oder Heparine, zur verbesserten Funktionalität der Prothese : Wachstumsfaktoren mit lokaler und peripherer Wirkung, zur Entzündungshemmung ; Corticosteroide und Hormone, wie z. B. Östrogene, zur Verhinderung von Hyperplasien ; monoklonale Antikörper, zur Verhinderung von Abstoßungsreaktionen ; Immunmodulatoren wie Cytokine, oder Enzyme. Es können auch genetisch veränderte Zellen und Zellbestandteile, enzymhemmende Proteine, Peptide verwendet werden. Möglich ist auch die Verwendung von retardierten Stoffen, um zeitverzögerte Wirkungen der Stoffe hervorzurufen. Dabei können die Stoffe chemisch verändert, oder galenisch verpackt sein. Eine retardierte Form von Sirolimus stellt beispielsweise Rapamycin- 28-N, N-dimethylglycinatmethansulfonsäure dar. Beschichtete Stents mit einer langsam eluierenden Form von Sirolimus zeigten in Studien eine geringere Intimahyperlasie-und Restenoserate gegenüber Stents, die mit einem schnell eluierenden Form von Sirolimus ausgestattet waren (Carter, AL et al., 2004, Cardiovascular Res., 63,617-624).

Infolge des in der Einleitung beschriebenen Mechanismus des Entstehens von Intimahyperplasie, der hierin durch Bezugnahme zur Vermeidung unnötiger Wiederholungen aufgenommen wird, ist dabei bevorzugt, dass für die biologisch aktive Verbindung ein definiertes Elutionsprofil realisiert wird, insbesondere mit Blick auf die Kinetik der Entstehung der Intimahyperplasie. Es wird im Rahmen des Könnens der Fachleute auf dem Gebiet sein, dass bei Verwendung unterschiedlicher pharmazeutisch oder biologisch aktiver Verbindungen ein geeignetes Elutionsprofil für die einzelne Verbindung der erfindungsgemäßen Prothese eingestellt wird. Dies kann unter Berücksichtigung der konkreten Gegebenheiten des Einzelfalls, wie Strömungsverhältnisse, Umfang an Flüssigkeitsstrom, Wirksamkeit der einzelnen Verbindung am Implantationsort und dergleichen festgelegt werden. Beispielsweise wird die Abgabe der einzelnen Verbindung im Bereich von 1 bis 10, bevorzugterweise 2 bis 3 zg/ml im Falle eines Immunsuppressivums IS sein. Es ist im Rahmen der vorliegenden Erfindung, dass die Fachleute auf dem Gebiet die Immobilisierung von biologisch aktiven Verbindung diese insbesondere so vornehmen, dass eine lokale Abgabe der Verbindung erfolgt. Dabei ist besonders bevorzugt, dass ein maximaler Wirkspiegel der biologisch aktiven Verbindung lokal vorhanden ist und der systemische Spiegel unter der minimal wirksamen Dosis liegt, um Nebenwirkungen zu vermeiden.

Gemäß der vorliegenden Erfindung wird die erfindungsgemäße Prothese insbesondere bei der kniegelenksüberschreitenden alloplastischen Rekonstruktion verwendet. Die Prothese kann generell verwendet werden für pheriphere und zentrale AV-shunts. Weitere Anwendungen der erfindungsgemäßen Prothese ist als Carotis-Patch, insbesondere als Carotis-Patch nach Desobliteration, als ACVB, d. h. aortocoronarer Venenbypass oder als implantierter Dialyse- Shunt zur Dialysebehandlung.

Gemäß einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Herstellung einer Prothese bereitgestellt, wobei die Prothese insbesondere eine solche Prothese ist, wie sie im ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung hierin offenbart ist. Es wird anerkannt werden, dass sowohl die Merkmale und Ausführungsformen der Prothese, wie sie im Zusammenhang mit dem erfindungsgemäßen Verfahren beschrieben sind, Merkmale der Prothese gemäß dem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung sein können, und umgekehrt, d. h. Merkmale und Ausgestaltungsformen einzeln und unabhängig von der weiteren Realisierung der für die konkret beschriebenen und hierin offenbarten Ausführungsform der Prothese, wie sie im Zusammenhang mit der erfindungsgemäßen Prothese gemäß dem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung offenbart ist, auch Merkmale und Ausführungsformen der durch das erfindungsgemäße Verfahren gemäß dem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung hergestellten oder herstellbaren Prothese sind.

Das erfindungsgemäße Verfahren zur Herstellung der besagten Prothese umfasst dabei die Schritte : Bereitstellen des Trägermaterials, wobei das Trägermaterial ein Formkörper ist, der zum Gefäßersatz dient Beschichten des Trägermaterials mit einem Beschichtungsmaterial, wodurch eine Matrix ausgebildet wird, und Einbringen der biologisch aktiven Verbindung in die Matrix oder auf die Oberfläche.

In Übereinstimmung mit dem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung kann das Trägermaterial ein Formkörper sein, wobei bevorzugterweise der Formkörper ausgewählt ist aus der Gruppe, die Rohre, Y-Prothesen und Patches umfasst.

Als Trägermaterial und Beschichtungsmaterial sind besonders jene Materialien geeignet, wie sie im Zusammenhang mit der erfindungsgemäßen Prothese hierin offenbart sind. Obwohl nicht darauf beschränkt, wird im Rahmen des erfindungsgemäßen Verfahrens das Beschichtungsmaterial auf das Trägermaterial aufgebracht, insbesondere durch Auftropfen, wobei das Trägermaterial um seine durch den Hohlraum definierte Längsachse rotiert. Bei der Rotation handelt es sich bevorzugterweise um eine gleichmäßige Rotation, was insoweit von Vorteil ist, als dass damit eine gleichmäßige Beschichtung in Umfangsrichtung gewährleistet wird. Das erfindungsgemäß verwendete Beschichtungsmaterial kann dabei ein Beschichtungsmaterial sein, das die Modifikationen, wie im Zusammenhang mit der erfindungsgemäßen Prothese beschrieben, bereits aufweist. Alternativ ist es jedoch auch möglich, dass das Beschichtungsmaterial entsprechend nach dem Beschichten des Trägermaterials mit der Modifikation versehen wird. Es ist entsprechend im Rahmen der vorliegenden Erfindung, dass die Modifikationen erst in die Matrix eingebracht werden.

In der Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens, bei der die Modifikationen erst in die Matrix eingebracht werden, ist es sowohl im Rahmen der vorliegenden Erfindung, dass das Einbringen der biologisch aktiven Verbindung in die Matrix nach der Modifizierung der Matrix, d. h. nach der Aufnahme der Modifikation (en) in die Matrix erfolgt, wie auch vorher, d. h. dass die biologisch aktive Verbindung in die Matrix eingebracht wird, noch bevor die Modifikation (en) in die Matrix eingebracht werden.

Der Beschichtungsvorgang wird bevorzugterweise durch Verwendung des Beschichtungsmaterials in seinem nicht vollständig polymerisierten Zustand durchgeführt. Dabei ist vorgesehen, dass ein Präpolymer oder eine Vorform des Polymers auf das Trägermaterial aufgebracht wird und die Ausbildung des Polymers nach dem Aufbringen entweder unmittelbar oder zeitversetzt erfolgt. Das Beschichtungsmaterial kann auf das Trägermaterial gemäß den Fachleuten auf dem Gebiet bekannten Techniken aufgebracht werden. Dazu gehören, u. a.

Tauchverfahren, Sprühverfahren oder Auftropfverfahren, wobei Auftropfverfahren, wie in den Beispielen detaillierter beschrieben, besonders bevorzugt sind. Das Auftropfverfahren eignet sich insbesondere bei Herstellungsbedingungen die flüssige bis zähe Beschichtungsmaterialien verwenden.

Es ist weiterhin im Rahmen der vorliegenden Erfindung, dass der Beschichtungsvorgang mehrfach wiederholt werden kann. Bevorzugterweise ist das Ende der Wiederholung des Beschichtungsvorganges dann erreicht, wenn die Prothese die erwünschte Dichtigkeit aufweist, die erforderliche Wandstärke erreicht wird, die erwünschten Elastizitätseigenschaften, wie sie für die im Einzelfall geplante Anwendung erforderlich ist, von der Prothese aufgewiesen werden, und/oder wenn die Prothese in dem Umfang mit dem Beschichtungsmaterial beschichtet ist, dass ein Abbau der Prothese im Organismus, in dem die Prothese implantiert werden soll, nicht mehr oder mit einer deutlich verringerten Geschwindigkeit erfolgt oder erfolgen kann.

Es ist dabei im Rahmen der vorliegenden Erfindung, dass die Ausbildung des Polymers nach einem jeden Einzelschritt erfolgt, bevorzugterweise durch Trocknen bei bevorzugterweise erhöhten Temperaturen. In Abhängigkeit von dem jeweils verwendeten Beschichtungsmittel, insbesondere dem Polyalkylsiloxan, wie beispielsweise Polydimethylsiloxan), sind dabei Temperaturen von 60 bis 90°, bevorzugterweise 75° bevorzugt, wobei die Auswahl im Rahmen der Fähigkeiten der Fachleute auf dem Gebiet erfolgt und, unter anderem, die Stabilität der verwendeten Substanzen berücksichtigt. Es wird anerkannt werden, dass Beschichtungsmittel, die auf der Grundlage eines anderen Polymerisationsmechanismus aushärten, entsprechend andere Bedingungen benötigen, die sodann bevorzugterweise nach einem jeden Einzelschritt realisiert werden.

Der Modifizierungsvorgang, d. h. der Vorgang der Vornahme des Einbauens der Modifikationen in die Matrix, ist bevorzugterweise als nass-chemischer Vorgang ausgeführt, wobei die die Modifikationen bereitstellende Verbindung bzw. das dazu korrespondierende Molekül in einer verdünnten Lösung bereitgestellt wird. Bevorzugterweise ist die verdünnte Lösung unter Verwendung von unpolare Lösungsmittel wie beispielsweise Heptan oder Hexan als Lösungsmittel hergestellt.

Bevorzugterweise wird vor dem Kontaktieren der die Modifikation bereitstellenden Moleküle enthaltenden Lösungen die Matrix aktiviert. Diese Aktivierung dient dazu, die Modifikationen entsprechend in die Matrix oder auf die Oberfläche aufzunehmen. Die Aktivierung erfolgt bevorzugterweise durch eine basische Methanollösung.

Die in der Prothese enthaltene biologisch aktive Verbindung wird bevorzugterweise ebenfalls durch einen nass-chemischen Vorgang in die Matrix eingebracht. Bevorzugterweise erfolgt dabei die Immobilisierung der biologisch aktiven Verbindung auf der Grundlage eines physikalischen Bindungsmechanismus.

In einer bevorzugten Ausführungsform ist die biologisch aktive Verbindung somit an die Matrix, bevorzugterweise an das Beschichtungsmaterial, adsorptiv gebunden und kann von oder aus dieser eluiert werden, so dass es sich bei der erfindungsgemäßen Prothese um eine die biologisch aktive Verbindung eluierende Prothese handelt. Für eine besonders effektive Immobilisierung ist dabei vorteilhaft, dass vor oder während des Einbringens der biologisch aktiven Verbindung in die Matrix die Matrix gequollen wird. In Abhängigkeit von dem verwendeten Trägermaterial und insbesondere dem verwendeten Beschichtungsmaterial können hierzu verschiedene Quellmittel verwendet werden. Bevorzugterweise wird die biologisch aktive Verbindung als Lösung bereitgestellt, wobei das Lösungsmittel bevorzugterweise ein oder das Quellmittel ist.

Die Erfindung wird nun anhand der folgenden Zeichnungen und Beispiele weiter erläutert, aus denen sich weitere Merkmale, einzeln oder in Kombination, Ausführungsformen und Vorteile der Erfindung ergeben. Dabei zeigt : Fig. 1 eine schematische Darstellung des Herstellungsprozesses der erfindungsgemäßen Prothese ; Fig. 2 die für Oberflächenmodifizierung verwendeten Moleküle, die hierin auch als Modifikation bezeichnet werden, wobei die grundsätzlichen chemischen Strukturelemente, die wesentlichen Eigenschaften hinsichtlich der Thrombogenität und Literaturstellen, die die entsprechenden Modifikationen beschreiben, angegeben sind ; Fig. 3 rasterelektronenmikroskopische Aufnahmen von verschiedenen Prothesen, wobei Fig. 3 a) eine Kollagen-beschichtete Polyester-Prothese nach dem Stand der Technik ist ; Fig. 3 b) eine PTFE-Prothese nach dem Stand der Technik ist ; Fig. 3 c) die erfindungsgemäße Prothese mit einer Beschichtung von 11 mg Polydimethylsiloxan/cm2 Prothesenoberfläche ; und Fig. 3 d) eine erfindungsgemäße Prothese mit einer Beschichtung von 20 mg Polydimethylsiloxan/cm2 Prothesenoberfläche ; Fig. 4 eine Darstellung der Blutverteilungsmuster in den verschiedenen oberflächenmodifizierten Prothesen nach einer Stunde Rotationszeit, wobei die netzartige Verteilung bei Prothese A (Silonolat), E (Zinksulfat), F (PDNS) und H (Phosphocholin) zu erkennen ist ; Fig. 5 eine rasterelektronenmiskropische Aufnahme verschiedener Prothesen nach Kontakt mit Blut ; Fig. 6 das Ergebnis der Bestimmung der Gerinnungsparameter bei Verwendung verschiedener Prothesen, wie im Rahmen von ELISA-Analysen ermittelt ; Fig. 7 die Verteilung von Sudanrot im Bereich der Kontaktflächen im Rahmen der Untersuchungen der Elution von Molekülen im Kreislaufmodell ; Fig. 8 a) eine graphische Darstellung der Freisetzungskinetik des Immunsuppressivums IS in Medium ; Fig. 8 b) die Freisetzung des Immunsuppressivums IS aus einer in einer Rinderarterie implantierten Prothese gemäß der vorliegenden Erfindung als Funktion des Abstandes von der Prothese ; Fig. 9 a) eine photographische Abbildung einer eine erfindungsgemäße Prothese enthaltenden Iliacagabel ; Fig. 9 b) eine histologische Darstellung der Prothese Fig. 10 explantierte Ilicagabeln zusammen mit Prothesen nach dem Stand der Technik (Fig. 10 a) und b)) und mit Prothesen gemäß der vorliegenden Erfindung (Fig. 10 c) und d)) ; Fig. 11 eine photographische Darstellung einer explantierten Ilicagabel nach Implantation einer Prothese gemäß der vorliegenden Erfindung als Patchplastik, wobei die Prothese Paclitaxel umfasste.

Beispiel 1 : Herstellung einer Prothese Es wurde eine Prothese mit einem Durchmesser von 6 mm und einer Länge von 200 mm (Micron, Firma Intervascular) aus gewirktem Polytethylenerephthalat bereitgestellt. Die als Ausgangsmaterial verwendete Prothese stellt somit die Trägerstruktur der erfindungsgemäßen Prothese dar. Die Trägerstruktur wurde sodann wie in Fig. 1 dargestellt durch den ihre Längsachse definierenden Hohlraum auf einen Rotationsstab aufgebracht und dieser Rotationsstab in eine sich drehende Produktionsvorrichtung eingespannt. Der Rotationsstab dreht sich mit einer definierten Geschwindigkeit um die eigene Längsachse (1). Die in Fig. 1 dargestellte Produktionsvorrichtung umfasst eine Dosiervorrichtung (3), die das Beschichtungsmittel bereitstellt. Im vorliegenden Falle handelt es sich bei dem Beschichtungsmittel um das Präpolymer von Polydimethylsiloxan, nämlich MDX4-4210 der Fa.

Dow Corning für Tierversuche, beim Menschen implant grade, beispielsweise von den Firmen NuSil oder Applied Silicone, das als eine Lösung von 11 g des Präpolymers von Polydimethylsiloxan in 86 g Ethylacetat verwendet wurde. Die Dosiervorrichtung (3) selbst ist parallel zur Längsachse des Hohlraumes und zu dem rotierenden Stab (1) an der Produktionsvorrichtung befestigt. Aus einer Düse der Dosiervorrichtung (3) tropft das Präpolymer auf das Trägermaterial und beschichtet dieses. In Umfangsrichtung wird das Präpolymer auf das Trägermaterial dadurch aufgebracht, dass sich das Trägermaterial auf dem rotierenden Stab (1) befindet. In Abhängigkeit von der Breite der Austrittsöffnung der Düse und deren Streuwinkel bzw. Austrittswinkel wird ein dazu korrespondierender breiter Abschnitt des Umfanges des Trägermaterials mit dem Präpolymer beschichtet. Es wird für die Fachleute auf dem Gebiet offensichtlich sein, dass die Breite der Düse und die Tropfgeschwindigkeit die Stärke der durch das Auftropfen aufgebrachten Beschichtungsmittelschicht definiert. Im vorliegenden Falle betrug die Breite der Düse 0.9 mm Die Ausbildung einer Prothese mit einem Gehalt von 20 bis 22 mg Silikon/cm2 Oberfläche, insbesondere der geometrischen Oberfläche des Trägermaterials wurde dadurch erreicht, dass das Trägermaterial mit 80 Umdrehungen/Minute gedreht wurde. Der Vorschub der Dosiervorrichtung (3) in Richtung (2) betrug dabei 14 mm/Minute. Die Tropfgeschwindigkeit betrug 20 ml/Stunde im ersten Durchgang der Beschichtung. Der Prozess wurde insgesamt dreimal wiederholt, wobei die Tropfgeschwindigkeit im zweiten Durchgang der Beschichtung (18) ml/Stunde und im dritten Durchgang der Beschichtung 17 ml/Stunde betrug. Zwischen den einzelnen Beschichtungsvorgängen wurde das Silikon zum Aushärten auf 75°C erhitzt.

In einem zweiten Schritt wurde die Oberflächenmodifikation nass-chemisch eingeführt.

Grundsätzlich sind die in Fig. 2 dargestellten Modifikationen geeignet, um auf bzw. in die aus dem Trägermaterial und Beschichtungsmaterial ausgebildete Matrix eingebracht zu werden.

Die Ergebnisse, die mit den unterschiedlichen Modifikationen erreicht wurden, werden in den nachfolgenden Beispielen im einzelnen diskutiert werden.

Die Oberflächenmodifizierung wurde dabei so vorgenommen, dass die Matrix durch Behandlung mittels basischer Methanollösung (5,7 Gew. -% KOH für 12 min) und mehrmaligem Auswaschen mit deionisiertem Wasser, dann durch Behandlung mit 0,5 Gew. -% PVP-Lösung (Luniquat PQ 11 PN der Fa. BASF, Leverkusen) für 120 min und anschließend durch Behandlung mit mehrmaligem Waschen aktiviert wurde. Danach wurden verdünnte Lösungen der verschiedenen in Fig. 2 dargestellten Moleküle verwendet, um die solchermaßen aktivierte Matrix zu kontaktieren und die Modifikation in die Matrix einzuführen.

In einem weiteren Schritt wurde sodann die biologisch aktive Verbindung eingebracht. Die Verbindungen wie bspw. ASS, Gentamycin, Paclitacel, Serolimus, ein Immunsuppressivum IS werden physikalisch in die Matrix des Silikons dadurch inkorporiert, dass man die mit ausgehärtetem Silikon beschichtete Prothese für 15 Stunden mit einer 0,05 Gew. % igen acetonischen Lösung mit den aktiven Verbindungen kontaktiert, danach mit Aceton wäscht und dann über Nacht bei Raumtemperatur trocknet, wobei die durch das Aceton gequollene Silikonschicht wieder ihre ursprüngliche Form annimmt. Dabei handelt es sich um einen adsorptiven Vorgang, was die nachfolgende Freigabe der biologisch aktiven Verbindung nach Implantation der Prothese erlaubt.

Für die Anwendung wurden die Prothesen plasmasterilisiert und steril verpackt.

Beispiel 2 : Verwendete technische Hilfsmittel Für die verschiedenen Untersuchungen, die Gegenstand der nachfolgenden Beispiele sind, wurden die folgenden technischen Hilfsmittel verwendet. Es ist dabei für die Fachleute offensichtlich, dass ähnliche Instrumente grundsätzlich verwendet werden können.

Das Gewicht der Prothesen zur Errechnung des Silikongehaltes wurde mit einer Präzisionwaage ermittelt. Die rasterelektronenmikroskopische Beurteilung erfolgte nach üblicher Vorbereitung im Zentrum für Elektronenmikroskopie der Universität Würzburg bei 50-5000-facher Vergrößerung. Die Untersuchungen hinsichtlich der Stabilität/Elastizität wurden im Fadenzuggerät bzw. Tensiometer vorgenommen (Instron 4502, Klemmbackenabstand 2 cm, Zug /Druckgeschwindigkeit 50mm/min), die Kraft-Weg-Diagramme wurden anhand eines Computers erstellt (Software Series IX, Fa. Instron). Um den Berstungsdruck zu ermitteln wurde ein Ballon-Katheter (UltrathinDiamond, 12mm, Fa. Boston-Scientific) mit Hilfe eines Inflators/Druckmessers verwendet (Medflator II, Medex Medical, Lancashire, GB). Die Permeabilitäts-und Compliancemessungen wurden mit Hilfe eines Kreislaufmodells realisiert.

Als Grundlage diente ein Kreislauf aus 8mm Silikonschläuchen (Fa. Rehau, Rehau). Das Modell wurde geschlossen oder offen mit 2 Zulauf/Ablaufrohren angewendet. Eine Zirkulation wurde durch eine Turbinenpumpe erreicht (12 V Pumpe, Fa. Comet). Druck und Fluss wurden kontinuierlich gemessen (Druckmesser : GMH 3110, Fa. Greisinger, Flowmesser : DFM/POM + ARS 260 Totaliser, Fa. B. 1. O. Tech). Standardmäßig wurde ein Fluss von 500ml/min bei einem Druck von 120mmHg eingestellt. Wir konnten weiterhin die exakten Innendurchmesser der Grafts mit Hilfe eines intravasculären Ultraschallgerätes ausmessen (IVUS ; Gerät : Clear- viewTMUltra, freundlicherweise von der Fa. Boston Scientific zur Verfügung gestellt, Sonde : SonicathTMLUltra 20MHz, 5F, Meditech, Fa. Boston Scientific). Als Medium, soweit erforderlich, diente in allen Untersuchungen hinsichtlich der physikalischen Eigenschaften destilliertes Wasser. In Anlehnung an die ISO Norm wurden alle Analysen mit Ausnahme der Compliance Messung (37, 2°C) bei Raumtemperatur vorgenommen.

Beispiel 3 : Physikalische Eigenschaften der Prothese Die Ergebnisse der Bestimmung der physikalischen Eigenschaften der gemäß Beispiel 1 hergestellten Prothese können dahingehend zusammengefasst werden, dass die Prothesen durch die Silikonbeschichtung nicht instabil werden. Die Vorteile der erfindungsgemäßen Prothese bestehen darüber hinaus vielmehr darin, dass, wie auch experimentell belegt, reaktive Moleküle an der Oberfläche der Trägerstruktur maskiert werden und die Prothese durch die Silikonbeschichtung nach Implantation nicht abbaubar ist.

Die Silikon-beschichtete Prothese, wie in Beispiel 1 hergestellt, wurde genauer hinsichtlich ihrer physikalischen bzw. mechanischen Eigenschaften untersucht. Zusätzlich zu den nach ISO Norm 7198 vorgeschriebenen Tests (s. Tabelle 2) wurden die Prothesen subjektiv beurteilt, rasterelektronenmikroskopisch untersucht und die Quer-und Längselastizität sowie der punktuelle Widerstand ermittelt. Neben den unbeschichteten MicronTMProthesen dienten zum Vergleich primär dichte 6 mm Implantate aus PTFE (Goretext), Fa. Gore) sowie aus mit Kollagen beschichtetem Polyester (Intergardt) knitted, Fa. Intervascular/Meadox knitted Hemashield<g), Boston Scientific). Es wurden, ebenso in Anlehnung an die ISO Vorgaben, jeweils 3 Prothesen untersucht.

Die nachfolgende Tabelle 2 führt die ermittelten mechanischen Eigenschaften nach ISO 7198 : 2- 9, die verwendeten Instrumente, physikalischen Grundlagen und verwendeten Einheiten an.

Dabei bezeichnet : Compliance : D = Ausgangsdurchmesser der Prothese, AD die Änderung des Durchmessers bei der Änderung des Druckes (AP). Elastizität : Es gilt das Hooke-sche Gesetz für elastische Verformungen. F = einwirkende Kraft, E = Elastizitätsmodul (charakteristisch für das jeweilige Material). l = Ausgangslänge der entspannten Prothese, Al= Längenänderung Tabelle 2 Messgröße Device/Medium Physikalische Einheit Grundlage/Formel Silikongehalt pro cm2 Waage Gewicht (beschichtete mg/cm2 Prothese)/cm2- Gewicht (leere Prothese)/cm2 Wasserpermeabilität Kreislaufmodell, Menge ausgetretenes ml/cm/min bei 120 bei 120mmHg destilliertes Wasser, Wasser/Oberfläche mm Hg Messbehälter der Prothese Stabilität : zirkulär Tensiometer Tmax/2L kN/mm Stabilität : längs Tensiometer Tmax kN Berstungsdruck Ballonkatheter Max. Druck MPa Entspannter Kreislaufmodell, Durchmesser bei mm Innendurchmesser IVUS, Wasser gefüllter Prothese Durchmesser bei 120 Kreislaufinodell, Durchmesser bei 120 mm mm Hg IVUS, Wasser mm Hg Compliance Kreislaufmodell, C- x 100% %/mmHg* 10- (Dehnbarkeit) IVUS, Wasser Dx AP Elastizität : Längs Tensiometer Hooke-sches Gesetz N Al l Elastizität: Quer Tensiometer Hookesches Gesetz N Punktueller Tensiometer, gerade Erforderliche Kraft, N Widerstand Nadel (Maxon 2x0, um Material zu Nadel GR65) durchstoßen Die physikalischen Eigenschaften der Prothese können wie folgt zusammengefasst werden.

Silikongehalt : Je nach Anzahl der Beschichtungsvorgänge steigen Silikongehalt und Wanddicke an. Die Werte liegen jedoch im Bereich von herkömmlichen Prothesen (Tabelle 3).

Tabelle 3 : Gewicht und Wanddicke verschiedener 6mm-Prothesen pro cm2 Oberfläche. Beschichtung : Wanddicke Gewicht Silikongehalt (mm) (mg/cm2)) (mg/cm2) Unbeschichtet 0,31 15, 5 lx Silikon 0, 33 26, 6 11, 1 2x Silikon 0,35 32,1 16,6 3x Silikon 0, 43 38, 1 22, 6 4x Silikon 0, 46 41, 4 25, 9 Meadox Hemashield 0, 40 18, 4 Intergard knitted (D 0, 35 28, 9 Subjektive Beurteilung : Die silikonisierte Polyesterprothese ist je nach Menge an Silikon unterschiedlich in ihrer Handhabung. Ab einem Gehalt von 30mg Silikon pro cm2 imponiert sie als relativ steif. Auf der anderen Seite kann so in bestimmten Abschnitten eine höhere Stabilität erreicht werden. Bei 1- bis 2-facher Beschichtung (bis 20 mg/cm2) entspricht die Prothese subjektiv in etwa einem herkömmlichen Implantat.

Rasterelektronenmikroskopie : In der rasterelektronischen Untersuchung konnte eine gleichmäßige Verteilung des Silikons nachgewiesen werden (Fig. 3). Wurden die Beschichtungsvorgänge wiederholt, zeigte sich eine ebenso gleichmäßige Auskleidung mit dem PDMS.

Untersuchungen im Tensiometer (Stabilität/Elastizität) : Im Tensiometer wurden die Längs-und Querstabilität sowie-Elastizität ermittelt, weiterhin der punktuelle Widerstand. Die Ergebnisse sind im Einzelnen in der Tabelle aufgeführt. Es zeigt sich, dass durch die Silikonbeschichtung sich die Stabilität der Prothese nicht ändert. Durch die Beschichtung wird die Kraft, die notwendig ist, das Material zu zerreißen, weder in Längs-noch Querrichtung verändert.

Demgegenüber steigt mit der Silikonmenge die Steifigkeit vor allem in Quer-, weniger auch in Längsrichtung an. Die ermittelte Kraft ergibt sich aus der Multiplikation der Dehnung mit dem Elastizitätsmodul. Da die Dehnung bekannt ist und die Kraft gemessen wird, kann dieses Modul für jedes hier untersuchte Material anhand der Hooke-schen Formel für elastische Verformungen eingeschätzt werden.

Die Quersteifigkeit korreliert dabei direkt mit der Silikonmenge (Tabelle 4). Die ist für die 2-, 3- und 4-fach Silikon beschichtete Prothese höher als für die übrigen Materialien. Die Längssteifigkeit hängt auch vom Crimping der Materialien ab. Da die verwendete Leerprothese ein relativ starkes Crimping aufweist, ist dementsprechend das Elastizitätsmodul gering. Insofern ist dieser Wert mit den Ergebnissen für die konventionellen Prothesen, die ein geringeres Crimping aufweist, nicht vergleichbar. Mit der Silikonmenge steigt dieser Wert geringer, offensichtlich erhöht das Silikon vor allem die Querstabilität.. Die Kraft, die benötigt wird, die Prothese zu durchstechen (, punktueller Widerstand') ist überraschenderweise für die PTFE Prothese am geringsten, und steigt auch hier mit dem Grad der Silikonisierung. Untersuchungen in der eigenen Klinik hatten gezeigt, das eine Differenz von > 0,5 N subjektiv bei Durchstoß der Nadel wahrgenommen wird. Die Kraft, die benötigt wird, die Prothese zu durchstechen (, punktueller Widerstand') ist überraschenderweise für die PTFE Prothese am geringsten, und steigt auch hier mit dem Grad der Silikonisierung. Untersuchungen in der eigenen Klinik hatten gezeigt, das eine Differenz von > 0,5 N subjektiv bei Durchstoß der Nadel wahrgenommen wird.

Tabelle 4 Material Quersteifigkeit/Längssteifigkeit/Punktueller Berstungsdruck Elastizitätsmodul Elastizitätsmodul Widerstand (atm) quer längs (N/mm2) (N) (N/mm2) Unbeschichtet 0, 58 0, 14 1, 62 > 20 lx Silikon 0, 93 0, 21 1, 64 > 20 2x Silikon 1, 16 0, 23 1, 93 > 20 3x Silikon 2, 49 0, 25 1, 50 > 20 4x Silikon 3, 19 0, 27 2, 21 > 20 IntergardW 0, 8 0, 54 1, 87 > 20 knitted PTFE 0, 98 11, 91 1, 36 > 20 Untersuchungen im Kreislaufmodell : Im Kreislaufmodell wurden die Compliance und die Dichtigkeit getestet. Die Ergebnisse sind in Tabelle 5 aufgeführt. Die unbeschichtete MicronTMprothese verliert mehr als 1000ml pro Minute schon bei geringen Drucken. Aber schon ein Beschichtungsvorgang führt zu einer ausreichenden Dichtigkeit. Bei 16-30mg Silikon/cm2 liegt der Wasserverlust bei 3m1/min/cm2 und damit im Bereich der normalerweise eingesetzten Prothesen (Tabelle 5). 3-und 4-fach beschichtete Prothesen sind komplett dicht.

Der Durchmesser der Prothesen im entspannten Zustand ändert sich nicht durch den Beschichtungsvorgang. Jedoch nimmt dieser bei zunehmender Silikonisierung bei 120 mm Hg ab, so dass eine geringere Dehnbarkeit, d. h. Compliance, resultiert. Auch hier liegen die Resultate für die 20-30 mg Silikon beschichteten Prothesen im Bereich der herkömmlichen.

Erwartungsgemäß weist die PTFE-Prothese kaum eine Änderung des Durchmessers und damit eine geringe Compliance auf.

Tabelle 5 : Physikalische Merkmale der untersuchten Materialien. Aufgeführt sind : Wasserpermeabilität und die Compliance der untersuchten Prothesen Material Flüssigkeitsverlust Compliance (ml/cm2 * min) (%/mmHg* 10-Z) Unbeschichtet > 1000 n. u. lx Silikon 680 n. u. 2x Silikon 3, 7 6, 29 3x Silikon 0 5, 29 4x Silikon 0 4, 03 Meadox Hemashield 2, 9 5, 77 PTFE 0 1, 43 Berstungsdruck : Mit dem 12 mm Ballon-Katheter gelang es nicht, die Polyesterprothesen zu sprengen. Die Beschichtungen auf dem Gewirk zeigten jedoch ab 4-5 atm Längsrisse. Nach maximaler Druckinflation auf 20 atm hatten die Prothesen allerdings ihre Elastizität verloren und behielten den Durchmesser von 12 mm. Die Menge an Silikon beeinflusste den Berstungsdruck nicht (Tabelle 4). Auch die PTFE-Prothese zerriss nicht.

Beispiel 4 : Bestimmung der biologischen Eigenschaften der Prothese Um die Thrombogenität von unterschiedlichen Oberflächenmodifikationen zu beurteilen, wurden zum Teil direkte, zum Teil indirekte Nachweismethoden eingesetzt. Eine direkte Beurteilung erfolgte zum einen makroskopisch, zum anderen rasterelektronenmikroskopisch. Der indirekte Nachweis wurde durch die Bestimmung von Blut-bzw. Gerinnungsparametern vorgenommen.

Um eine ausreichende Oberflächenkontaktierung zu simulieren, wurde ein Modell etabliert.

Hierin wurden die blutbefüllten Prothesen quer zur Längsachse bei einer Temperatur von 37°C für bis zu 2 Stunden rotiert. Die Geschwindigkeit wurde so gewählt, dass eine Luftblase das ganze Rohr von einem Ende zum anderen abläuft. Somit wurde die komplette Oberfläche in jeder Prothese kontaktiert. Das Blut stammte in allen Versuchen vom gleichen Spender, die Antikoagulation war 30 Minuten vor Blutentnahme mit 3000 iE Heparin i. v. erfolgt.

Makroskopische Betrachtung der Fließeigenschaften : In der ersten Versuchsreihe wurden transparente Silikonschläuche verwendet. Die unterschiedlichen Charakteristika bei der Oberflächenbenetzung wurden festgehalten.

Rasterelektronenmikroskopische Begutachtung : Die Prothesen wurden vor und nach Blutkontakt rasterelektronenmikroskopisch untersucht Allgemeine Gerinnungsparameter : In den ersten Versuchen wurden folgende Parameter untersucht : Quick, pTT, TZ, AT III, Fibrinogen, Hb, Leukozytenzahl, Thrombozytenzahl.

ELISA-Analyse der Aktivatoren der Gerinnung der Fibrinolyse sowie der Thrombozytenaktivierung : Ein weitergehende Untersuchung des Blutes nach Oberflächenkontaktierung wurde angeschlossen. Zunächst wurden die Proben zentrifugiert und als plättchenarmes Citratplasmas bei-20°C aufbewahrt, später dann mit Hilfe des ELISA- Verfahrens analysiert : Eine Aktivierung der Gerinnung wurde mit Hilfe des Prothrombinfragment F1+2, einem Spaltprodukt bei der Ausbildung von Thrombin, nachgewiesen (verwendetes Kit : Enzygnost F1+2 Micro, Fa. Dade-Behring). Als Nachweis der Aktivierung der Fibrinolyse gelten die D- Dimere (Asserachromt) D-Dimer, Fa. Roche-Diagnostics). Eine weitere Differenzierung der Gerinnung erfolgte im Hinblick auf die endogene = intrinsische bzw. exogene = extrinsische Aktivierung (Marker : Imubind Factor XIIa, Fa. American diagnostica bzw. Tissue Factor (Imubind) Tissue factor, Fa. American diagnostica).

Der Nachweis der Thrombozytenaktivierung erfolgte mit Hilfe des Proteins, ß- Thromboglobulin' (Asserachrom ß-TG, Fa. Roche-Diagnostics). Diese Substanz befindet sich in den a-Granula der Plättchen, und wird bei Aktivierung derselben freigesetzt. Die Höhe des Spiegels korreliert mit dem Grad der Aktivierung.

Makroskopische Betrachtung der Fließeigenschaften : Bei der Betrachtung der Fließeigenschaften von Blut fielen für die verschiedenen Moleküle charakteristische Unterschiede auf : Hydrophobe Substanzen führten zu netzartigem, ruckartigem Fließen (s. Fig.

4, Tabelle 6), hydrophile Moleküle zu einem glatten Fluss.

Während bei PVA, PDMS und PVP keine Blutbestandteile haften blieben, klärte sich die Oberfläche der Prothesen nicht bei den übrigen Materialien. Bei Silanolat, PEO, Zinksulfat und Phosphocholin trat eine partielle Thrombose auf, bei Alkylhydroxid hatten sich Wandthromben ausgebildet. Die Polyester-Vergleichsprothese hatte minimale Wandthromben aufgewiesen.

Tabelle 6 : Thrombenbildung in den verschiedenen Materialien nach 1 Stunde Rotation. Material Thrombenbildung Fließeigenschaften A-Silanolat Partialthrombus netzartig B-Alkylhydroxid Wandthrombus glatt C-PVA Kein Thrombus Sehr glatt D-PEO Partialthrombus Ruckartig E-Zinksulfat Partialthrombus Netzartig F-PDMS Kein Thrombus netzartig G-PVP Kein Thrombus Sehr glatt H-PC Partialthrombus netzartig Polyester beschichtet Minimale Wandthromben Nicht beurteilbar Bei dem Alkylhydroxid handelt es sich insbesondere um Ethanol.

Rasterelektronenmikroskopische Begutachtung : Bei 50-bis 10.000 facher Vergrößerung zeigten sich ebenso unterschiedliche Eigenschaften, wie in Figs. 5 a bis d gezeigt, wobei Fig. 5 a) eine 10. 000-fache Vergrößerung der Silanolatprothese mit angehefteten Erythrozyten zeigt, Fig. 5 b) einen ausgeprägten Thrombus mit Fibrinnetz an der Zinkoberfläche bei 2.000-facher Vergrößerung zeigt, Fig. 5 c) eine Darstellung in 3. 000-facher Vergrößerung der PVP- Oberfläche zeigt, an der die Erythrozyten locker aufliegen, ohne mit ihr verhaftet zu sein, wobei die Längsstreifen Artefakte bei der Herstellung der Prothese darstellen ; und Fig. 5d) eine 1. 000- fache Vergrößerung einer Albumin-beschichteten Polyesterprothese nach dem Stand der Technik ist, an der Proteine und Erythrozyten anhaften.

Allgemeine Gerinnungsparameter : Es erfolgte eine weitere Analyse anhand von Routine- Gerinnungsparametern. Vor Heparin-Gabe hatten sich Normwerte gezeigt, nach 3000 iE Heparin i. v. war die PTT des Probanden erwartungsgemäß auf über 150 Sekunden angestiegen. Nach 60 Minuten Kontakt hatte sich diese Zeit für alle Prothesen reduziert. Die besten Werte wiesen Alkylhydroxid, PVA, PDMS, PVP und PC sowie die beschichtete Polyesterprothese auf. Ein Thrombozyten-oder Erythrozytensturz war bei keinem Material aufgetreten. Zunächst wurden die Werte zu definieren Zeitpunkten nach Rotationsbeginn ermittelt (Kinetik). Hierbei zeigte sich für alle Materialien ein rascher Rückgang der PTT und der TZ unmittelbar nach Oberflächenkontakt, im weiteren Verlauf blieben diese Werte dann jedoch stabil. Der Quick- Wert wurde nicht beeinflusst.

ELISA-Analyse : Nach Bestimmung der allgemeinen Gerinnungsparameter wurden Silanolat, Zinksulfat und PEO von den weitergehenden Untersuchungen ausgeschlossen. In den ELISA- Untersuchungen zeigte sich eine unterschiedliche Aktivierung der Gerinnung und Fibrinolyse für die Prothesen.

Wir stellten fest, dass der reine Silikonschlauch (also die PDMS-Oberfläche) und die PC sowie die PVA-Beschichtung im Vergleich zu Polyesterprothesen einen günstigen Einfluß auf die Gerinnungsneigung hat. Andere Moleküle wiederum führten zu einer verstärkten Gerinnungsneigung. Diese bestätigte sich makroskopisch, elektronenmikroskopisch und in den Laborwerten (Tabelle 7) Tabelle 7 : ELISA-Analysen nach Oberflächenkontaktierung. PC und PDMS wiesen die günstigsten Werte auf (4 Versuchsgänge, jeweils 2 Proben nach 60 Minuten Oberflächenkontaktierung). Angegeben sind Mittelwert und Standardabweichung für Prothrombin F1&2 (Marker für Aktivität der Gerinnung), D-Dimere (Marker für Aktivität der Fibrinolyse) und ß-Thromboglobulin (Aktivierung der Plättchen). Oberfläche/Leer PVP AH PVA PC PDMS Parameter Prothrombin F 1 &2 0, 88 0, 800, 08 0, 960, 23 0, 950, 28 0, 840, 28 0, 830, 22 (nmol/1) D-Dimere 286, 5 29943, 1 3017, 1 27819, 1 21436, 8 24949, 5 (ng/ml) ß-95 93, 317, 3 92, 413, 6 93, 317, 3 88, 65, 0 89, 310, 0 Thromboglobulin (IU/ml) In der Kinetik ergaben sich keine einheitlichen Resultate. PVP und PC wiesen eine Erhöhung von Prothrombin F1+2 unmittelbar nach Kontakt auf als Hinweis auf eine Aktivierung der Gerinnung, im weiteren Verlauf fielen diese Werte jedoch ab (Fig. 6 a). Alkylhydroxid, PVA und PDMS dagegen wiesen weder einen Anstieg, noch einen Abfall im Verlauf auf, wobei die Ergebnisse in Fig. 6 dargestellt sind in Form der ELISA-Analysen, angegeben 5, 15,30, 60 und 120 Minuten nach Beginn der Rotation, wobei Fig. 6 a) Prothrombin FI + F2, Fig. 6 b) D- Dimere, und Fig. 6 c) ß-Thromboglobulin darstellt und die verschiedenen Oberflächen wie folgt bezeichnet sind : PVP = Polyvinylpyrrolidon ; AH = Alkylhydroxid ; PVA = Polyvinylalkohol ; PC = Phosphocholin ; PDMS = Polydimethylsiloxan.

Für die D-Dimere und somit die Aktivierung der Fibrinolyse fand sich für Alkylhydroxid ein deutlicher Anstieg direkt nach Oberflächenkontakt (Fig. 6 b). ß-Thromboglobulin und damit die Aktivierung der Plättchen erwies sich als erniedrigt für PVA (jedoch mit zunehmendem Spiegel im Laufe der Zeit), PDMS und insbesondere für PC (Fig. 6 c). Für Tissue factor und Factor XIIa (beide nicht dargestellt) konnte mit Ausnahme einzelner Ausreißer kein signifikante Tendenz festgestellt werden, für alle Prothesen fanden sich in nahezu allen Messungen Normwerte.

Beispiel 5 : Elution von Molekülen von der Prothese-Untersuchung im Kreislaufmodell Die Elution von Molekülen wurde zunächst im Kreislaufmodell, und dann ex-vivo (Rinderarterie) nachgewiesen. Untersucht wurden folgende Substanzen : Acetylsalicylsäure (ASS), Sudanrot, Gentamycin, Sirolimus und Immunsuppressivum IS. Als Medium diente Humanalbumin 5% bei Raumtemperatur.

Um die Auswaschung von ASS zu testen, wurde der pH-Wert des Mediums in regelmäßigen Abständen ermittelt, und so eine semiquantitative Einschätzung erreicht. Sudanrot, ein hydrophober Farbstoff wurde photometrisch analysiert. Die Peeks für die Photometrie liegen bei 375 und 540 nm Wellenlänge. Sirolimus und IS wurden durch quantitative Spiegelbestimmung nachgewiesen (Labor Limbach, Heidelberg sowie Zentrallabor, Universitätsklinik Würzburg).

Für die ex-vivo Analyse wurde die multifunktionelle Prothese mit einer Rinderarterie (4 mm, Procol@, Fa. LA Med) anastomosiert und im Kreislaufmodell implantiert. Nach 24 Stunden wurden dann Wandstücke der Arterie in definierten Abständen zur Anastomose herausgeschnitten, homogenisiert, und zentrifugiert. Im Überstand wurde der Sirolimus bzw. IS Spiegel gemessen.

Die ersten Prothesen enthielten ASS (Acetylsalicylsäure) in unterschiedlichen Konzentrationen.

Anhand des pH-Wert-Abfalles im Medium um 2 Einheiten innerhalb einer Woche konnten wir den Nachweis der sukzessiven Elution dieses hydrophilen, sauren Moleküls nachweisen.

Um die Elution eines hydrophoben Moleküls zu untersuchen, wurde Sudanrot in die Prothese inkorporiert, wobei die Verteilung des Sudanrots im Bereich der Kontaktflächen in Fig. 7 gezeigt ist. In den regelmäßig entnommenen Proben konnte jedoch zu keinem Zeitpunkt dieser Farbstoff photometrisch in der Flüssigkeit nachgewiesen werden. Stattdessen nahmen die angrenzenden Schläuche die Farbe an, in Flussrichtung deutlich mehr als in der Gegenrichtung. So konnte die Abgabe des hydrophoben Stoffes an das umliegende Gewebe bewiesen werden.

Im nächsten Schritt wurden biologisch wirksame Moleküle in die Prothese eingebracht. Das Immunsuppressivum IS wurde sukzessive aus den Prothesen in das Medium abgegeben, wobei die Freisetzung des Immunsuppressivums IS im Medium in Fig. 8 a) und in der angrenzenden Rinderarterie in Fig. 8 b) dargestellt ist. Nach 30 Minuten war erstmals der Stoff im Medium nachweisbar, um nach 30 Stunden einen Maximalwert zu erreichen. In Bezug auf die Menge an zirkulierendem Medium konnten wir eine Abgabe von 2-3 ug IS pro Stunde errechnen. Im weiteren Verlauf kam es zu einer Abnahme der Konzentration.

Nach 1 Woche hatte sich der Spiegel im Medium bei 8-9 µg/1 eingestellt. Nach Wechsel des Mediums und Entfernen des Bypasses wurde nach 2 Stunden ein Spiegel von 3 llg/l gemessen.

Es ist also davon auszugehen, dass der Stoff in die Silikonschläuche des Kreislaufmodells inkorporiert wurde, und diesen dann im Sinne eines Gleichgewichtssystems wieder abgab.

Die Versuche wurden auch für Sirolimus vorgenommen. In der Prothese wurde eine Konzentration von 1, 3, ug/cm2 gemessen. Es kam rasch zu einem Anstieg im Medium auf 7 ng/ml, das Maximum lag bei 9 ng/ml.

Ex-Vivo-Versuch : Eine solche Prothese wurde mit einer Rinderarterie anastomosiert. Nach 24 Stunden wurde der IS-Gehalt im Gewebe der angrenzenden Rinderarterie bestimmt. Hierbei zeigte sich eine direkte Abhängigkeit von der Entfernung. Unmittelbar an der Anastomose lag der Wert > 30 µg/1mm2, 3 mm von der Anastomose bei 22, 81lg/l/mm2, 5 mm entfernt bei 14,2 tg/1/MM2, weiter entfernt wurden keine Werte mehr erreicht. Mit diesem Versuch konnte der Nachweis der Elution in organisches Gewebe erbracht werden.

Beispiel 6 : Elution von Molekülen von der Prothese-Untersuchung im Tiermodell Im letzten Schritt wurden die Prothesen in einem vorläufigen Tierversuch implantiert, um den Einfluss auf die Intimahyperplasie aufzuzeigen. Als Versuchstiere dienten 6 Göttinger Mini- Schweine. In i. v. Vollnarkose (Thiopental#) wurden die Aa. Iliacae über einen transperitonealen Zugang freigelegt, und in jedem Tier je eine multifunktionelle und eine herkömmliche Prothese eingesetzt. Alle Tiere erhielten eine Antibiotikaprophylaxe (Spizef (g)) und wurden mit Heparin antikoaguliert. Je zweimal wurden als Medikamente Paclitaxel, Sirolimus und IS verwendet. Wir haben Patch-Plastiken angelegt, da die Prothesen-Arterien-Grenzlinie größer ist als bei End-zu- End Anastomosen, und wir so die intimale Hyperplasie im Querschnitt gut beurteilen können.

Die Tiere wurden nach 6 Wochen erneut operiert, und die Iliacagabeln explantiert. Von den Patch-Plastiken wurden im mittleren Bereich Quer-und im proximalen bzw. distalen Bereich Längsproben gewonnen. Diese wurden in Formaldehyd fixiert. Die weitere Bearbeitung umfasst die Dehydrierung in aufsteigender Alkoholreihe bis zur Einbettung in Paraffin. Die Präparate wurden geschnitten und mit HE und Tri-PAS gefärbt. Beurteilt wurden neben der Ausprägung der IH das Einwachs-Verhalten und entzündliche Reaktionen.

Alle Operationen konnte ohne Besonderheiten durchgeführt werden, in allen Fällen waren Patch- Plastiken im Bereich der Iliacalgabeln angelegt worden. Im weiteren Verlauf gab es keine Auffälligkeiten, alle Tiere erholten sich rasch von der Operation. Klinisch hatten sich bei keinem Tier Ischämiezeichen gezeigt.

Nach 6 Wochen wurden die Tiere getötet und die Iliaca-Gabeln explantiert. Alle Prothesen waren gut im Retroperitoneum eingeheilt. Es ergab sich kein Hinweis für eine verzögerte Wundheilung oder Infektion, wie in Fig. 9 dargestellt, wobei Fig. 9 a) die gute Einheilung der erfindungsgemäßen Protease an der explantierten Iliacagabel und Fig. 9 b) die Histologie davon zeigt.

Auch histologisch gab es keine Unterschiede im Einheilungsverhalten zwischen den herkömmlichen und den neuen, Silikon-beschichteten, Medikamenten-tragenden Prothesen. Es zeigten sich für alle Prothesen noch Fremdkörperreaktionen.

Für die Immunsuppressiv-beschichteten Materialien konnte eine Reduktion der Intimahyperplasie gezeigt werden. Dieser Effekt wurde sowohl für IS, als auch für Sirolimus beobachtet und ist in Fig. 10 dargestellt. Fig. 10 a) und Fig. 10 b) zeigen dabei herkömmliche Prothesen, an denen man den Randwall zwischen Patch und Arterie (a) erkennt, was einer Intimahyperplasie (b) entspricht. Fig. 10 c) und d) zeigen die Prothese gemäß der vorliegenden Erfindung, wobei hier kein Randwall auftritt und in der in Fig. 10 d) gezeigten histologischen Darstellung nur eine geringe Ausprägung der Intimahyperplasie beobachtet wurde.

Bei Verwendung von Paclitaxel wurde eine komplette Unterdrückung der Endothelialisierung beobachtet, wobei der Patch von außen gut eingeheilt war, wie aus Fig. 11 ersichtlich ist.

Die in der vorangehenden Beschreibung, den Ansprüchen und den Zeichnungen offenbarten Merkmale der Erfindung können sowohl einzeln als auch in beliebiger Kombination zur Verwirklichung der Erfindung in ihren verschiedenen Ausführungsformen wesentlich sein.