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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein den Transport und die Kultivierung
von Zellen.
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Die
medizinische Wiederherstellung von Knochen und Gelenken des menschlichen
Körpers weist
erhebliche Schwierigkeiten auf, welche zum Teil auf die beteiligten
Materialien zurück
zu führen sind.
Jeder Knochen weist einen harten, kompakten äußeren Anteil auf, der ein schwammartiges,
weniger dichtes Inneres umgibt. Die langen Knochen der Arme und
Beine, der Oberschenkelknochen oder Femur, haben einen inneren Anteil,
welcher Knochenmark enthält.
Das Material, aus dem Knochen zusammengesetzt sind, besteht hauptsächlich aus
Calcium, Phosphor und der als Kollagen bekannten Bindegewebssubstanz.
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Knochen
treffen an mehreren unterschiedlichen Typen von Gelenken aufeinander.
Die Bewegung der Gelenke wird durch den glatten hyalinen Knorpel
der die Knochenenden bedeckt und durch die synoviale Membran verstärkt, die
das Gelenk säumt
und schmiert. Man stelle sich beispielsweise einen Querschnitt durch
ein Hüftgelenk
vor. Der Kopf des Femur wird von hyalinem Knorpel bedeckt. Dem Knorpel
anschließend
befindet sich die Gelenkpfanne. Über
der Gelenkpfanne befindet sich der hyaline Knorpel des Acetabulums,
welcher am Ilium befestigt ist. Das Ilium ist der ausgedehnte obere
Anteil des Hüftknochens.
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Durch
Krankheiten wie Arthritis oder Trauma verursachter Knorpelschaden
ist eine Hauptursache physischer Deformierung und Dehabilitation.
In der heutigen Medizin besteht die vorherrschende Therapie bei
Knorpelverlust im Ersatz durch ein prosthetisches Material, wie
etwa Silikon für
kosmetische Reparaturen oder Metalllegierungen zur Gelenkneuordnung.
Die Verwendung einer Prothese geht für gewöhnlich mit beträchtlichem
Verlust des darunter befindlichen Gewebes und Knochens einher, ohne
daß die
vollständige
Funktion, die durch den ursprünglichen
Knorpel ermöglicht wird,
wiederhergestellt wird. Die Prothese ist ebenso ein Fremdkörper, der
zu einem Reizpunkt in den Geweben werden kann. Weitere langfristige
Probleme, die mit dem permanenten Fremdkörper einhergehen, können Infektion,
Abnutzung und Instabilität
umfassen.
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Der
Mangel an einer wirklich kompatiblen, funktionellen Prothese setzt
Personen, die Nasen oder Ohren auf Grund von Verbrennungen oder
Trauma verloren haben, weiteren chirurgischen Eingriffen aus, die
das Ausschneiden eines Stücks
Knorpel aus einem Stück
der unteren Rippe beinhaltet, um sich den notwendigen Konturen anzunähern, sowie
das Einfügen
des Knorpelstücks
in eine Hauttasche in dem Bereich, wo die Nase oder das Ohr fehlen.
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In
der Vergangenheit wurde Knochen unter Verwendung wirklicher Segmente
sterilisierten Knochens oder von Knochenpulver oder porösem chirurgischem
Stahl, der mit Knochenzellen besät
wird, ersetzt, welche daraufhin implantiert wurden. In den meisten
Fällen
wurde eine Reparatur von Verletzungen chirurgisch durchgeführt. Patienten,
die unter einer Degeneration des Knorpels litten, hatten zu ihrer Erleichterung
nur Schmerzmittel und Entzündungshemmer
zur Verfügung.
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Bis
vor kurzem war das Wachstum neuen Knorpels entweder durch Transplantation
oder aus autologem oder allogenem Knorpel weitgehend erfolglos.
Man betrachte das Beispiel einer Läsion, die sich durch den Knorpel
in den Knochen innerhalb des Hüftgelenkes
erstreckt. Man stelle sich die Läsion
in Form eines Dreiecks vor, dessen Grundlinie parallel der Gelenkpfanne
verläuft,
sich vollständig
durch den hyalinen Knorpel des Kopfes des Femur erstreckt und am
Apex der Läsion
endet, einen vollen Inch (2,54 cm) innerhalb des Femurkopfes. Es
besteht gegenwärtig
ein Bedarf darin, eine Implantatvorrichtung erfolgreich einzuführen, die
aus einer Makrostruktur und einer Mikrostruktur zur Beinhaltung
und zum Transport von Knorpelzellen und Knochenzellen besteht, gemeinsam
mit unterstützenden
Nährstoffen, Wachstumsfaktoren
und Morphogenen, welche ein Überleben
und eine richtige zukünftige
Differenzierung dieser Zellen nach der Transplantation in den aufnehmenden
Gewebedefekt gewährleistet.
Gegenwärtig
können
Knorpelzellen, Chondrozyten genannt, wenn sie gemeinsam mit Knochenzellen
implantiert werden, zu weiteren Knochenzellen degenerieren, da der
hyaline Knorpel ein avaskuläres
Gewebe ist und vor engem Kontakt mit Quellen hohen Sauerstoffdrucks,
wie etwa Blut, geschützt
werden muß.
Im Gegensatz dazu benötigen
Knochenzellen hohe Sauerstoffgehalte sowie Blut.
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Erst
kürzlich
wurden zwei unterschiedliche Ansätze
zur Behandlung von Knorpelläsionen
vorgestellt. Ein Ansatz, wie in der U.S. Patentschrift Nr. 5,041,138
offenbart, besteht in der Beschichtung von bioresorbierbaren Polymerfasern
einer Struktur mit chemotaktischen Grundsubstanzen. Es wird keine abgetrennte
Mikrostruktur verwendet. Der andere Ansatz, wie in der U.S. Patentschrift
5,133,755 offenbart, verwendet chemotaktische Grundsubstanzen als
Mikrostruktur in Leerräumen
einer Makrostruktur und getragen und getrennt von dem biologisch
abbaubaren Polymer, welches die Makrostruktur bildet. Die endgültige räumliche
Beziehung dieser chemotaktischen Grundsubstanzen gegenüber der
biresorbierbaren polymerischen Struktur ist somit in der U.S. Patentschrift
Nr. 5,041,138 sehr unterschiedlich von der, die in der U.S. Patentschriftt
Nr. 5,133,755 gelehrt wird.
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Der
grundlegende Unterschied zwischen diesen beiden Ansätzen zeigt
drei verschiedene Auswirkungen hinsichtlich Entwurf und Technik
auf. Erstens unterscheidet sich das Verhältnis der chemotaktischen Grundsubstanz
zur bioresorbierbaren Polymerstruktur bei den beiden Ansätzen. Zweitens
ist die Positionierung der biologischen Modifikatoren, die durch
die Vorrichtung getragen werden, in Bezug auf die Materialien, aus
denen sich die Vorrichtung zusammensetzt, verschieden. Zum dritten
ist die anfängliche
Positionierung der Parenchymzellen unterschiedlich.
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In
beiden Ansätzen
finden eine bioresorbierbare Polymerstruktur und chemotaktische
Grundsubstanzen Verwendung. Jedoch bestehen wie folgt drei Unterschiede
zwischen den beiden Ansätzen.
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I. Verhältnis der
chemotaktischen Grundsubstanzen zur bioresorbierbaren Polymerstruktur.
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Die
Auswirkung der Beschichtung der Polymerfasern mit einer chemotaktischen
Grundsubstanz auf Entwurf und Technik besteht darin, daß beide
Materialien sich miteinander verbinden, um in struktureller und
räumlicher
Hinsicht eine einzige Einheit zu bilden. Die Räume zwischen den Fasern der
Polymerstruktur bleiben frei von jeglichem Material bis nach dem
Zeitpunkt, da die Zellkultursubstanzen zugesetzt werden.
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Im
Gegensatz dazu verwendet der Mikrostruktur-Ansatz chemotaktische
Grundsubstanzen wie auch andere Materialien, getrennt und unterscheidbar
von der bioresorbierbaren polymeren Makrostruktur. Die Mikrostruktur
befindet sich innerhalb der leeren Räume der Makrostruktur und liegt
nur gelegentlich neben der Makrostruktur. Zusätzlich verwendet der Mikrostruktur-Ansatz
Polysaccharide und chemotaktische Grundsubstanzen, die von dem Polymer
der Makrostruktur räumlich
getrennt sind und bildet eine nachweisbare Mikrostruktur, getrennt
und unterscheidbar von dem makrostrukturellen Polymer.
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Der
Vorteil des Entwurfs und der Technik einer getrennten und unterscheidbaren
Mikrostruktur, die in der Lage ist, andere biologisch aktive Agenzien zu
tragen, kommt bei der medizinischen Behandlung von Gelenkknorpel
zur Geltung. Der RGD Bindungsanteil von Fibronektin ist eine erwünschte Substanz zur
Befestigung von Chondrozyten an der Läsion. Jedoch ist der RGD Bindungsanteil
von Fibronektin nicht von sich aus in der Lage, beim Mikrostruktur-Ansatz
eine velourartige Mikrostruktur auszubilden. Stattdessen wird RGD
vor dem Einsatz innerhalb der makrostrukturellen Interstitien mit
einem mikrostrukturellen Material gemischt und schließlich von
dem mikrostrukturellen Velour getragen.
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II. Positionierung biologischer
Modifikatoren, die von einer Vorrichtung getragen werden, hinsichtlich
der Bestandsmaterialien der Vorrichtung.
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Eine
Beschichtung nur der Polymerstruktur mit chemotaktischen Grundsubstanzen
bedeutet notwendigerweise, daß sich
die Positionierung der chemotaktischen Grundsubstanz ausschließlich auf
den bioresorbierbaren polymeren Strukturfasern befindet. Der Mikrostruktur-Ansatz
verwendet die Mikrostruktur, um biologische Modifikatoren, wie etwa
Wachstumsfaktoren, Morphogene, Medikamente etc. zu tragen. Der Beschichtungsansatz
kann biologische Modifikatoren nur innerhalb der biologisch abbaubaren Polymerstruktur
beherbergen.
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III. Anfängliche
Positionierung der Parenchymzelle.
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Da
der Beschichtungsansatz die chemotaktischen Grundsubstanzen an die
Oberflächen
des strukturellen Polymers bindet und keine mikrostrukturellen Bestandteile
in den Leerräumen
der Vorrichtung aufweist, schließt der Beschichtungsansatz
die Möglichkeit
aus, ein Netzwerk von extrazellulärem Matrixmaterial, speziell
eine Mikrostruktur, innerhalb der Räume zwischen den Fasern der
polymeren Struktur auszubilden, sobald die Vorrichtung vollständig mit
Zellkulturmedium gesättigt
ist. Beim Beschichtungsansatz ist vorausbestimmt, daß beliebige
Zellen, die mittels des Kulturmediums einschleust werden, unmittelbar
an die Oberfläche
des strukturellen Polymers gezogen und daran befestigt werden, aufgrund
der chemotaktischen Grundsubstanzen auf den Oberflächen des
Polymers.
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Als
Folge der Beschränkung
der chemotaktischen Grundsubstanzen ausschließlich auf die Oberflächen der
Polymerstruktur wird die Anzahl der Zellen, die durch die beschichtete
Vorrichtung aufgenommen werden können,
stark begrenzt. Diese Begrenzungen der Zellkapazität werden
durch zwei limitierende Faktoren verstärkt:
- 1)
eine stark limitierte Menge von chemotaktischer Grundsubstanz, die
innerhalb der Vorrichtung enthalten sein kann; und
- 2) ein Oberflächenbereich,
der zur Zellanheftung zur Verfügung
steht, welcher durch den von dem Strukturpolymer gelieferten Oberflächenbereich begrenzt
wird.
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Im
Gegensatz zum Beschichtungsansatz stellt der Mikrostruktur-Ansatz
durch Positionierung der chemotaktischen Grundsubstanzen in den
leeren Räumen
der Vorrichtung, das gesamte Leervolumen der Vorrichtung für die Aufnahme
seiner chemotaktischen Grundsubstanzmikrostruktur zur Verfügung.
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Insoweit
als es sich auf eine biologische Zellfalle für kontrolliertes Wachstum und
gesteuerte Gewebsregeneration bezieht, wurde in den vergangenen
Jahren das Wissen in Bezug auf biologische Mechanismen, die an der
Wiederherstellung periodontaler Defekte beteiligt sind, gemehrt,
was zu einer Behandlungsmethode geführt hat, die als Gesteuerte Gewebsregeneration
bekannt ist. Dieses Konzept beruht auf der Theorie der Beibehaltung
der Räume für den behandelten
periodontalen Knochendefekt. Weiches Gewebe wird aus dem Defekt
entfernt und es wird eine Sperre zwischen das umgebende Weichgewebe
und den periodontalen Defekt (Lücke) im
Kieferknochen eingefügt.
Die Sperre hindert das Weichgewebe daran, in den Defekt (Lücke) zurückzukehren,
während
dem langsamer wachsenden Knochen genügend Zeit eingeräumt wird, die
Lücke zu
schließen
und die Anheftung an den Zahn wiederherzustellen. Diese Sperren
können
in zwei Hauptgruppen eingeteilt werden: 1) bioresorbierbar/bioerodierbar;
und 2) nicht-bioresobierbar/bioerodierbar. Solche Sperren, die nicht
bioresorbierbar sind (Polytetrafluorethylen, Titan, etc.) müssen durch
einen zweiten chirurgischen Eingriff entfernt werden, was zu einem
zusätzlichen
chirurgischen Trauma und dem Risiko der Zerstörung des frisch regenerierten Knochens
durch Schaden an dessen kollateralen Kreislauf führt. Solche Sperren, die bioresorbierbar sind,
haben einen von zwei Nachteilen. Sie sind entweder fest, in welchem
Falle sie den Austausch der interstitiellen Flüssigkeit verhindern, oder sie
sind durchlässig
und ermöglichen
die schnelle Durchdringung der Vorrichtung durch Weichgewebe. Somit wird
ein einzigartiger Entwurf erforderlich, um die Gewebedurchdringung
zu begrenzen oder zu verhindern, während gleichzeitig ein freier
Austausch von interstitieller Flüssigkeit
ermöglicht
wird.
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Die
U.S. Patentschriften Nr. 4,181,983 und 4,186,444 beschreiben poröse bioresorbierbare
Polymervorrichtungen. Diese zur Behandlung von Gewebedefizienzen
entworfenen Vorrichtungen bestehen aus einem in seiner Architektur
Spongiosaknochen ähnelnden
bioresorbierbaren Polymer, welches eine rasche und vollständige Durchdringung
der Vorrichtung mit weichem und hartem Gewebe erlaubt. Die U.S Patentschrift
Nr. 3,902,497 entspricht der allgemeinen Beschreibung der U.S. Patentschriften
Nr. 4,181,983 und 4,186,444 und erlaubt ebenfalls eine vollständige Durchdringung
von Weichgewebe in einem kurzen Zeitraum.
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Die
U.S. Patentschrift Nr. 4,442,655 lehrt eine in einer wäßrigen Lösung gebildete
Fibrinmatrix, die beim Einsetzen in Säugetiergewebe zerfällt und keine
Sperrfunktion gegen das Eindringen von Weichgewebe bietet.
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Die
U.S. Patentschriften Nr. 4,563,489; 4,596,574 und 4,609,551 sind,
obwohl von den U.S. Patentschriften Nr. 4,181,483 und 4,186,444
verschieden, zur Erfüllung
desselben Ziels entworfen worden; zur Wiederherstellung von Gewebedefizienzen
und Herstellung einer fortlaufenden, ununterbrochenen Ausbesserung.
Dies ist auch die Zielvorgabe der U.S. Patentschrift Nr. 5,041,138,
bei der die Vorrichtung aus verzweigten bioresorbierbaren Fäden besteht.
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Keine
der angesprochenen Vorrichtungen wurde jedoch dazu entworfen, als
Zellfalle oder Sperre zu fungieren. Jede fördert das schnelle Einwachsen
von Gewebe, welches aus der Vorrichtung austritt und in die beschädigte Lücke einwandert.
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Die
vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zur Erleichterung
der Heilung von Gewebelücken
bereit, welche die in Anspruch 1 ausgeführten kennzeichnenden Merkmale
aufweist.
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Die
anatomisch spezifische Vorrichtung ist eine lebende Prothese oder
ein Implantat zum Transport oder zur in vivo Kultivierung von Gewebezellen in
vielfältigen
Gewebeläsionen.
Die gesamte Makrostruktur dieser Vorrichtung besteht aus einem bioresorbierbaren
Polymer.
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Die
anatomisch spezifische Vorrichtung verinnerlicht eine Makrostruktur,
Mikrostruktur, freie Vorläuferzellen,
die in vitro kultiviert werden oder aus Gewebe stammen sowie biologische
Agenzien, wie etwa assoziierte Wachstumsfaktoren, Morphogene, Medikamente
und therapeutische Agenzien.
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In
der zur Behandlung einer Knorpel- und Knochenläsion entworfenen Ausführungsform
weist die anatomisch spezifische Vorrichtung zwei Hauptregionen
auf: eine Knorpelregion und eine Region subchondralen Knochens.
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Die
Knorpelregion weist eine Makrostruktur auf, die aus zwei verschiedenartigen
Zonen besteht. Die Tangenzialzone der Knorpelregion hat direkten Kontakt
mit synovialer Flüssigkeit.
Die radiale Zone, welche sich zwischen der tangentialen Zone und
der Region subchondralen Knochens befindet und etwa 70% bis 90%
der Knorpelregion umfaßt,
unterscheidet sich durch senkrecht angeordnete Platten, die mit einer
Vielzahl von Leerräumen
durchsetzt sind. Die radiale Zone der Knorpelregion ist eng mit
der Makrostruktur der subchondralen Region an einer Grenzschichtoberfläche verbunden.
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Das
mikrostrukturelle Material der Knorpelregion besteht in der am meisten
bevorzugten Form aus Alginat oder Hyaluronan. Alginat, auch als
Alginsäure
bekannt, wird zum Transport von sowohl in vitro als auch in vivo
kultivierten Zellen und zur Ausbildung eines in vivo Zellkultursystems
innerhalb der Vorrichtung verwendet. Alginsäure ist, obwohl sie keine chemotaktischen
Fähigkeiten
aufweist, besonders zur Verwendung in einer Vorrichtung zur Behandlung
von Gelenkknorpeldefekten geeignet, da sie die Kultur und den Transport
von Chondrozyten erleichtert.
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Die
Struktur und die strategische Positionierung der Alginatmikrostruktur
innerhalb der Makrostruktur eröffnet
die Gelegenheit, mikrostrukturelles Material aus der Region subchondralen
Knochens abzusondern. Die Alginatmikrostruktur hat die vornehmliche
Funktion Chondrozyten ausschließlich
in die Knorpelregion der Vorrichtung zu liefern, durch Abscheidung
der Chondrozytenzellpopulation mit dem in vitro Zellkulturmedium
in deren Alginatgel. Die Mikrostruktur hat die untergeordnete Funktion
der Region subchondralen Knochens, die unmittelbar an die Knorpelregionen
angrenzt, Chondrozyten in ausreichender Menge zuzuführen, um
eine angemessene osteochondrale Bindung zu etablieren.
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Der
selektive Konzentrationsgradient des mikrostrukturellen Materials
kann in selektiver Weise innerhalb bestimmter Regionen der makrostrukturellen Lücke variiert
werden, um unterschiedliche biologische Eigenschaften gemäß der unterschiedlichen Anforderungen
der Gewebe zu bewirken.
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Die
Mikrostruktur einer einzigen Vorrichtung kann aus vielerlei verschiedenen
Materialien bestehen, einige ohne chemotaktische Eigenschaften,
in unterschiedlichen Regionen der makrostrukturellen Leerräume in Abhängigkeit
von den abweichenden Gewebs- und biologischen Eigenschaften und
Anforderungen.
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Die
Region subchondralen Knochens der anatomisch spezifischen Vorrichtung
umfaßt
eine Makrostruktur, die aus einem biologisch verträglichen,
bioresorbierbaren Polymer besteht, welches als poröser Körper in
einem Stück
mit „darin
eingeschlossenen miteinander verbundenen Leerräume zufälliger Größe, zufälliger Anordnung und zufälliger Form,
wobei jede Lücke
mit allen anderen in Verbindung steht und mit im wesentlichen dem
gesamten Äußeren des
Körpers
in Verbindung steht" (zitiert
aus U.S. Patentschrift Nr. 4,186,448), angeordnet ist. Polymilchsäure (PLA),
welche in der wie oben beschriebenen 3-D Architektur miteinander
verbundener Leerräume
hergestellt ist, ist das Polymer, welches derzeit zur Bildung der
Makrostruktur verwendet wird. Andere Mitglieder der Gruppe von Hydroxysäureverbindungen
können
ebenso wie jedes beliebige bioresorbierbare Polymer Verwendung finden,
wenn es in einer ähnlichen
Architektur hergestellt wird.
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Die
Grob- oder Makrostruktur der Erfindung erfüllt drei Hauptfunktionen für die Chondrogenese und
Osteogenese: 1) Wiederherstellung mechanischer architektonischer
und struktureller Fähigkeiten; 2)
Bereitstellung einer biologisch verträglichen und mechanisch stabilen
Oberflächenstruktur,
die zur Entstehung, Wachstum und Entwicklung neuen kalzifi zierten
und nicht kalzifizierten Gewebes geeignet ist; und 3) Funktion als
Träger
anderer Bestandteile, die keine mechanischen und strukturellen Fähigkeiten
aufweisen.
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Die
Mikrostruktur der Implantatvorrichtung besteht aus verschiedenen
Polysacchariden, wobei es sich bevorzugt um Alginat aber ebenso
um Hyaluronsäure
(als HY abgekürzt)
handeln kann. Die Interstizien der Polymilchsäure Makrostruktur des Körpers sind
von der mikrostrukturellen Substanz in Form eines Velours ausgelegt,
der dieselbe Architektur miteinander verbundener Leerräume aufweist
wie für
die Makrostruktur beschrieben, jedoch in einem mikroskopischen Maßstab. Die
Funktionen der chemotaktischen Grundsubstanzmikrostruktur (d.h.
HY) sind wie folgt: 1) Anziehung von Blutflüssigkeit in der gesamten Vorrichtung;
2) Chemotaxis für
mesenchymale Zellwanderung und Aggregation; 3) Träger für ein oder
mehrere osteoinduktive und chondroinduktive Agenzien; 4) Herstellung
und Aufrechterhaltung einer elektronegativen Wundumgebung; sowie
5) Agglutinierung anderer Bindegewebssubstanzen untereinander und
mit sich selbst. Weitere Beispiele chemotaktischer Grundsubstanzen
sind Fibronektin und, besonders für die Wiederherstellung von
Gelenkknorpel, ein RGD Bindungsanteil von Fibronektin.
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Das
osteoinduktive Agens, „bone
morphogenic protein",
besitzt die Fähigkeit
einfache, mesenchymale Zellen zur Differenzierung in knochenbildende
Zellen zu induzieren. Ein weiteres osteogenes Agens, „bone derived
growth factor",
stimuliert die Aktivität
reiferer mesenchymaler Zellen zur Bildung neuen Knochengewebes.
Andere biologisch aktive Agenzien, die, insbesondere zur Wiederherstellung von
Gelenkknorpel, verwendet werden können, umfassen „transforming
growth factor β (beta)" und „basic
fibroblastic growth factor".
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In
weiterer Hinsicht agiert die anatomisch spezifische Implantatvorrichtung
als Transportvorrichtung von Vorläuferzellen, die für die Herstellung von
Bindewebe geerntet wurden. Die Vorrichtung mit ihren fest umschlossenen
Vorläuferzellen
kann unter Druck in die Stelle der Läsionsreparatur eingepaßt werden.
In bevorzugter Hinsicht erleichtert der mit einem RGD Bindungsanteil
von Fibronektin behandelte mikrostrukturelle Velour (d.h. in der
am meisten bevorzugten Form Hyaluronan oder Alginat) die Anheftung
freier Vorläuferzellen
zum Transport an die Stelle der Läsionsreparatur.
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Bedeutende
Vorteile und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung können umfassen:
- 1. Die Anordnung von gefensterten Polymersträngen der
tangentialen Zone bildet ein Netzwerk von miteinander verbundenen
Leerräumen,
die in Bezug auf Leerräume
der radialen Zone horizontal ausgerichtet sind, womit dieser Aufbau
anatomisch spezifisch für
Gelenkknorpelgewebe wird.
- 2. Die radiale Zone der Knorpelregion stellt Leerräume in horizontalen
Ebenen bereit, welche die senkrecht orientierten Polymerschichten
durchdringen und Verbindungen zwischen den senkrecht angeordneten
Leerräumen
schaffen.
- 3. Die radiale Zone der Knorpelregion stellt an der Grenzoberfläche mit
der Region subchondralen Knochens ein honigwabenartiges Muster von
Poren bereit, mit einem ununterbrochenen Hohlraum von der Grenzoberfläche durch
die radialen und tangentialen Zonen hin zu den Poren, die schließlich Zugang
zur synovialen Flüssigkeit
haben.
- 4. Die hydrophobe Grenze bildet eine strategisch bedeutsame
Zone, ohne die Kontinuität
des makrostrukturellen Polymers der Region subchondralen Knochens
zu unterbrechen und weiterhin ohne irgendeine chemische Veränderung
in das makrostrukturelle Polymer einzuführen.
- 5. Die Mikrostruktur ist strategisch innerhalb einer oder mehrerer
eigenständiger
Orte des makrostrukturellen Netzwerks von Leeräumen angeordnet, während andere
Orte des makrostrukturellen Netzwerks von Leerräumen frei von mikrostrukturellem
Material bleiben.
- 6. Die Konzentrationsgradienten des mikrostrukturellen Materials
werden innerhalb bestimmter Regionen der makrostrukturellen Leerräume selektiv
variiert, um unterschiedliche biologische Eigenschaften zu bewirken,
die für
unterschiedliche Anforderungen der Gewebe von Bedeutung sind.
- 7. Einer einzelnen, anatomisch spezifischen Vorrichtung wird
eine Mikrostruktur bereitgestellt, die, entsprechend der variierenden
Anforderungen an Gewebs- und biologische Eigenschaften, eine Zusammensetzung
vielfältiger
unterschiedlicher Materialien in verschiedenen Regionen der makrostrukturellen
Leerräume
aufweist.
- 8. Die Verwendung einer Mikrostruktur innerhalb einer Makrostruktur
stellt vielerlei Positionierungen zum Transport einer Fracht einer
oder mehrerer Arten von biologischen Modifikatoren bereit:
- 1) auf der Oberfläche
der Makrostruktur;
- 2) eingeschlossen zwischen der Makrostruktur und der Mikrostruktur;
- 3) auf der Oberfläche
der Mikrostruktur;
- 4) innerhalb der Mikrostruktur; und/oder
- 5) innerhalb der Hydrationsbereiche der Mikrostruktur und doch
getrennt vom Polysaccharid der Mikrostruktur als auch getrennt vom
Polymer der Makrostruktur.
- 9. Die dreidimensionale Anordnung der Zelle wird beibehalten.
- 10. Der gesamte Oberflächenbereich
jeder Zelle wird unter optimalen Bedingungen für die Wechselwirkung mit der
Mikrostruktur und deren Fracht biologisch aktiver Agenzien erhalten.
- 11. Jede Zelle ist mit mikrostrukturellem Material beschichtet,
welches, im Falle von Hyaluronsäure,
aus einem hohen Prozentsatz natürlich
vorkommender extrazellulärer
Matrix besteht.
- 12. Freie Zellen werden in einer halbflüssigen Umgebung gehalten, so
daß sich
die Zellen zur Ausbildung vielfältiger
Regionen von optimaler Zelldichte bewegen können.
- 13. Die Zellen werden in engem Kontakt zu hohen Konzentrationen
freier, gelöster
und ungebundener biologisch aktiver Agenzien gehalten.
- 14. Ein Transport biologisch aktiver Agenzien wird bereitgestellt.
- 15. Ein Transport für
osteoinduktive/osteogene und/oder chondroinduktive/chondrogene Agenzien
sowie andere therapeutische Substanzen (d.h. für das zu behandelnde Gewebe
geeignete lebende Zellen, Zellnährmedien,
eine Auswahl an Wachstumsfaktoren, Morphogenen und weiteren biologisch
aktiven Proteinen) wird bereitgestellt.
- 16. Es wird eine elektronegative Umgebung gebildet, die der
Osteogenese/Chondrogenese förderlich
ist.
- 17. Ein Bedarf an weiteren chirurgischen Eingriffen zur Entfernung
der Vorrichtung wird ausgeschlossen, da diese vollständig bioresorbierbar ist.
- 18. Es wird ein Transport von Vorläuferreparaturzellen in die
Vorrichtung und an die Reparaturstelle ausgebildet.
- 19. Die Anlagerung freier Vorläuferzellen an die Vorrichtung
und die Reparaturstelle wird erleichtert.
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Aufgaben
der vorliegenden Erfindung können
sein:
- 1. Einbindung bioresorbierbarer Polymere
verschiedener Architekturen und chemischer Profile in eine einzelne
Einheit, deren zusammengesetzte Architekturen spezifisch geordnet
sind, um die Anordnungen von parenchymalen Zellen und Stromagewebe
des zu behandelnden Gewebes oder Organs zu reproduzieren, und deren
polymere Bestandteile in spezifischer Weise synthetisiert werden,
um die für
deren bestimmte Positionierung innerhalb des Gesamtgebildes geeigneten chemischen
Profile zu erlangen. Dieser Gegenstand wird im Beispiel einer Vorrichtung
zur Behandlung von Gelenkknorpeldefekten in der am meisten bevorzugten
Form ausgeführt.
Die Architektur der Knorpelregion wird mit der Architektur der Region
subchondralen Knochens (Spongiosaknochen) verbunden, um ein bioresorbierbares
polymeres Implantat zu bilden, welches eine anatomisch spezifische
Architektur für
Gelenkknorpel aufweist.
- 2. Strategische Positionierung von mikrostrukturellem Material
in diesem spezifischen Anteil der gesamten Vorrichtung, um die bestimmten,
einzigartigen Funktionen, welche von den bestimmten zu behandelnden
Geweben erfordert werden, auszuüben.
- 3. Absonderung von mikrostrukturellem Material innerhalb der
anatomisch spezifischen Vorrichtung gemäß der besonderen biologischen
Funktionen eines bestimmten Implantats.
- 4. Zuführung
von Chondrozyten nur an die Knorpelregion der Vorrichtung, deren
Lebensfunktionen im Knorpeldefekt durch Absonderung der Population
von chondrozytischen Zellen mit dem in vitro Zellkulturmedium in
das mikrostrukturelle (Alginat) Gel unterstützt werden.
- 5. Zuführung
von Chondrozyten in ausreichendem Maße an die Region subchondralen
Knochens, die unmittelbar an die Knorpelregion anschließt, um zu
gewährleisten,
daß eine
angemessene osteo-chondrale Bindung zwischen dem neu entwickelten
Knorpel und dem neu entwickelten Knochen ausgebildet wird.
- 6. Bereitstellung einer bioresorbierbaren Struktur als Träger und
zur Unterstützung
von Material, welches die Zellanheftung erhöht, wie etwa einer chemotaktischen
Grundsubstanz in Form eines faserartigen Velours, der unvollständige, miteinander
verbundene Interstitien aufweist.
- 7. Ausbildung eines elektronegativen Potentials durch Aufrechterhaltung
einer Alginat- oder HY-Flüssigphase
und einer Grenzschicht struktureller PLA Phasen sowie durch die
elektronegativen chemischen Eigenschaften von Alginat oder HY selbst.
- 8. Ausbildung biophysikalischer Bedingungen und einer solchen
Umgebung, so daß exogene
elektrische Signale auf die Implantatvorrichtung angewendet werden
können,
um einen synergistischen Effekt mit den endogenen Strömen, die
durch Alginat oder HY/PLA Oberflächenwechselwirkungen
und die intrinsische Elektronegativität der Mikrostruktur hervorgerufen
werden, zu bewirken.
- 9. Bereitstellung einer einzigartigen Nebeneinanderstellung
von Polylactat, Alginat/Hyaluronsäure und chemisch osteoinduktiven/osteogenen und/oder
chondroinduktiven/chondrogenen Agenzien.
- 10. Nebeneinanderstellung von die Zellanheftung steigerndem
Material, wie etwa einer chemotaktischen Grundsubstanz, mit einem
biologisch abbaubaren Material in Form eines festen, offenzelligen
Netzwerks, in einer dieser Formen oder beiden Formen.
- 11. Bereitstellung einer biologisch abbaubaren Struktur zum
Transport und zur Unterstützung
von Vorläuferreparaturzellen
für die
Reparaturstellen.
- 12. Ausbildung von Bedingungen und Umgebungen zur Erleichterung
der Anheftung von freien Vorläuferzellen
zum Transport an die Reparaturstelle.
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Im
folgenden werden Ausführungsformen der
Erfindung in Form von Beispielen und mit Bezug auf die begleitenden
Figuren beschrieben:
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1 stellt
eine Aufsicht der Makrostruktur und Architektur der tangentialen
Zone einer Knorpelregion dar, wobei kein mikrostrukturelles Alginat
gezeigt wird;
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2 ist
eine Aufsicht der Knorpelregion einer tangentialen Zone aus 1,
die mit Alginat Mikrostruktur belegt ist;
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3 ist
eine vergrößerte Ansicht
von 1;
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4 ist
eine vergrößerte Ansicht
von 2;
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5 stellt
einen Querschnitt durch die gesamte Vorrichtung ohne Mikrostruktur
dar;
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6 stellt
einen Querschnitt durch die gesamte, mit Alginat Mikrostruktur belegte
Vorrichtung dar;
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7 stellt
einen Querschnitt durch die gesamte Vorrichtung dar, welche eine
hydrophobe Sperre zeigt;
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8 ist
ein Querschnitt der radialen Zone der Knorpelregion an der Oberfläche der
Grenzschicht;
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9 stellt
einen Querschnitt der radialen Zone der Knorpelregion an der Oberfläche der Grenzschicht
dar, wobei die Interstizien mit Alginat belegt sind;
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10 ist
ein Querschnitt einer periodontalen Sperre;
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11 ist
eine Ansicht der Oberfläche
der periodontalen Sperre aus 10, die
an das Mucoperiosteum angrenzt; und
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12 ist
eine Ansicht der Oberfläche
der periodontalen Sperre aus 10, die
an die Knochenlücke
angrenzt.
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Es
wird eine Vorrichtung zur Behandlung von Mängeln, Defekten, Lücken und
Brüchen
sowie konformativen Unterbrechungen von Knochen und Knorpel bei
Säugetieren
offenbart, die durch angeborene Mißbildungen, Knochen- und/oder
Weichgewebskrankheiten, traumatischen Verletzungen durch Unfall
und/oder Chirurgie, sowie funktionelle Atrophie hervorgerufen werden.
Die Hauptaufgabe der anatomisch spezifischen Implantatvorrichtung
ist es, die Mittel bereitzustellen, durch die Chondrozyten und diese
begleitende Syntheseprodukte, grundsätzlich Kollagen vom Typ II,
in vitro kulti viert, zu einem Gelenkknorpelschaden transportiert
und darin sicher eingefügt
werden können.
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Die
anatomisch spezifische Vorrichtung besteht insbesondere aus zwei
Hauptbestandteilen, der Knorpelregion und der Region subchondralen
Knochens, die über
eine Grenzoberfläche
miteinander verbunden sind. Sowohl die Knorpelregion als auch die
Region subchondralen Knochens der Vorrichtung enthält eine
Makrostruktur, die sich aus bioresorbierbarem Polymer zusammensetzen,
entweder als homogene Polymere oder Kombinationen zweier oder mehrerer
Copolymere, beispielsweise aus den Gruppen der Poly(alphahydroxysäuren), wie
etwa Polymilchsäure
oder Polyglykolsäure
oder deren Copolymere, Polyanhydride, Polydepsipeptide oder Polyorthoester.
Vorrichtungen, die als Prototypen von Tierstudien hergestellt werden,
werden heutzutage aus dem Homopolymer D,D-L,L-Polymilchsäure gebildet.
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Das
bioresorbierbare Polymer in der Region subchondralen Knochens liegt
in der am meisten bevorzugten Form in der Architektur von Spongiosaknochen
vor, etwa von dem Typus wie in den U.S. Patentschriften Nr. 4,186,448
und 5,133,755 beschrieben, die hierin durch Querverweis einbezogen sind.
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Die
Knorpelregion umfaßt
10% bis 30% der anatomisch spezifischen Vorrichtung und enthält eine
tangentiale Zone und eine radiale Zone, die jeweils ein architektonisch
unterschiedliches Muster aufweisen. Die radiale Zone befindet sich
inmitten oder zwischen der tangentialen Zone und der Region subchondralen
Knochens. Die tangentiale Zone ist in senkrechter Richtung annähernd 100
Mikrometer dick und steht in direktem Kontakt mit der synovialen Flüssigkeit.
Im Folgenden bezieht sich „senkrecht" auf eine Ausrichtung,
die im rechten Winkel zu der Grenzschicht des Knorpelgewebes mit
dem subchondralen Knochen steht, oder mit anderen Worten auf eine
Ausrichtung, die im rechten Winkel zu der Grenzschichtoberfläche zwischen
der Knorpelregion und der Region subchondralen Knochens der Vorrichtung
steht. Diese tangentiale Zone wird von großen Polymersträngen gebildet,
die parallel zueinander verlaufen und in einer horizontalen Ebene
angeordnet sind, wodurch annähernd
100 bis 120 Mikrometer weite, horizontale Kanäle in horizontaler Ausrichtung
gebildet werden. Im Folgenden bezieht sich „horizontal" auf eine Ausrichtung,
die parallel zu der Grenzschicht des Knorpelgewebes mit dem subchondralen
Knochen liegt, oder mit anderen Worten auf eine Ausrichtung, die
parallel zu der Grenzschichtoberfläche zwischen der Knorpelregion
und der Region subchondralen Knochens der Vorrichtung liegt. Die
Kanäle,
welche durch die großen
Polymerstränge
gebildet werden, sind voneinander durch ein Netzwerk von untergeordneten
Polymersträngen
getrennt. Diese untergeordneten Polymerstränge sind ebenfalls in einer
horizontalen Ebene angeordnet, verbinden sich mit den großen Polymersträngen in annähernd rechtem
Winkel und sind ungefähr
650 Mikrometer lang in horizontaler Richtung. Sämtliche Polymerstränge der
tangentialen Zone sind von vielerlei Leerräumen gefenstert. Die Anordnung
von gefensterten Polymersträngen
bildet ein Netzwerk von miteinander in Verbindung stehenden Leerräumen, die
bezüglich
der Leerräume
der radialen Zone horizontal ausgerichtet sind.
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Die
radiale Zone umfaßt
70% bis 90% der Knorpelregion. Die radiale Zone besteht aus senkrecht
angeordneten dünnen
Schichten aus Polymer, die von vielerlei Leerräumen gefenstert sind, welche sowohl
in horizontalen als auch senkrechten Ebenen ausgerichtet sind. Die
senkrecht orientierten Leerräume
der radialen Zone dehnen sich ununterbrochen von der Grenzschichtoberfläche der
Knorpelregion und der Region subchondralen Knochens zur tangentialen
Zone hin aus. Leerräume
in der horizontalen Ebene durchdringen die senkrecht ausgerichteten
Polymerschichten und schaffen Verbindungen zwischen den senkrecht
positionierten Leerräumen.
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Die
radiale Zone an der Grenzschichtoberfläche enthüllt die senkrecht ausgerichteten
Leerräume der
radialen Zone im Querschnitt. Das Muster, welches die radiale Zone
an der Grenzschichtoberfläche bildet,
kann als Honigwabenmuster, welches sich aus eigenständigen Poren
zusammensetzt, beschrieben werden. Die Mehrzahl der eigenständigen Poren mißt annähernd 200
bis 250 Mikrometer im Feret-Durchmesser. Diese Poren sind im allgemeinen kreisförmig. Einige
Poren werden teilweise durch eine dünne Polymermembran verschlossen.
Durch diese Poren hindurch besteht eine ununterbrochene Leerraumverbindung
von der Grenzschichtoberfläche
durch die radiale und tangentiale Zone zu den Leerräumen der
tangentialen Zone, die Zugang zur synovialen Flüssigkeit haben.
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Die
Architektur der Knorpelregion kann unter Verwendung von etablierten
Techniken, die weithin durch den Fachmann auf dem Gebiet der bioresorbierbaren
Polymeren ausgeübt
werden, gebildet werden. Diese Verfahren umfassen Spritzgießen, Vakuumschäumung, Spinnen
von Hohlfilamenten, Lösemittelverdampfung,
Auslaugung löslicher
Partikel und deren Kombinationen. Für einige Verfahren können Weichmacher
erforderlich sein, um die Glasübergangstemperatur
auf ein Niveau zu senken, welches niedrig genug ist, damit ein Polymerfluß ohne Zersetzung
zustande kommt.
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Für Vorrichtungen,
die zur Verwendung bei einem Kaninchenknie hergestellt wurden, wurde
die Knorpelregion auf eine Dicke von etwa 1000 Mikrometer plus oder
minus 200 Mikrometer begrenzt. Bei einem Menschen kann die Knorpelregion
auf ein Maximum von etwa 3,0 mm Dicke, sprich 3000 Mikrometer, erhöht werden.
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Das
makrostrukturelle Polymer der Knorpelregion wird mit dem makrostrukturellen
Polymer der Region subchondralen Knochens zusammengefügt oder
verbunden durch ein Verfahren wie etwa der Hitzefusion, welches
keine Verwendung von Lösemitteln
oder chemische Reaktionen zwischen den beiden Polymersegmenten umfasst.
Die sich daraus ergebende Einheit zwischen den beiden architektonischen
Regionen ist sehr stark und kann jeglicher Handhabung, die zur Verpackung
der Vorrichtung erforderlich ist, sowie beliebigen Kräften, die
ihr als Folge der Implantationstechnik auferlegt werden, Widerstand
leisten, ohne die innere Architektur von Leerräumen der Vorrichtung zu zerstören.
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Alginat
ist das mikrostrukturelle Material, welches in der Knorpelregion
besonders bevorzugt zum Transport von in vitro und in vivo kultivierten
Zellen und zur Ausbildung eines in vivo Zellkultursystems innerhalb
eines bioresorbierbaren Materials ist. Alginat ist besonders geeignet
zur Verwendung in einer anatomisch spezifischen Vorrichtung zur
Behandlung von Gelenkknorpelschäden,
weil Alginat keine bekannten angiogenen Eigenschaften aufweist und
von anderen erfolgreich zur Kultur und zum Transport von Chondrozyten
eingesetzt wurde.
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Alginat
ist ein Polysaccharid aus Phaeophyceen, die auch als brauner Seetang
bekannt sind. Die häufigste
Quelle von Alginat ist die Spezies Macrocystis pyrifera, der Riesentang,
der entlang der Küsten
von Nord- und Südamerika,
Neuseeland, Australien und Afrika wächst. Andere Polysaccharide,
wie etwa Agar und Carrageenan, die aus verschiedenen Arten von Rotalgen
extrahiert werden, sowie Hyaluronan ergeben ebenfalls geeignete
mikrostrukturelle Materialien für
bioresorbierbare Systeme, die zum Transport und zur Kultur von Chondrozyten
bestimmt sind.
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Alginat
ist ein polysaccharidisches Polymer, welches aus aufeinanderfolgenden
Einheiten von D-Mannuronsäure,
aufeinanderfolgenden Einheiten von L-Guluronsäure oder alternierenden D-Mannuronsäure- und
L-Guluronsäureresten
zusammengesetzt ist. Die genaue Zusammensetzung einer bestimmten Alginatprobe
hängt von
der Unterart des Seetangs (Macrocystis pyrifera) ab, aus der es
gewonnen wurde.
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Die
am meisten bevorzugte Ausführungsorm der
Vorrichtung verwendet ein verfeinertes Natriumalginat, welches als
Keltone-HV bezeichnet wird. Eine weitere bevorzugte Ausführungsform
des mikrostrukturellen Materials ist mit Calcium quervernetztes Alginat
oder jede beliebige andere Alginatverbindung, die ein hydrokolloidales
Gel von Alginsäure
bereitstellt, welches zum Zelltransport und zur Kultur des jeweiligen
Gewebes geeignet ist.
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In
früheren
Konstrukten, wie in U.S. Patentschrift 5,133,755, bestand die bevorzugte
Mikrostruktur aus Hyaluronan, welches ein Synonym für Hyaluronsäure, Hyaluronat,
HA und HY ist. Das Hyaluronan war gleichmäßig über die internen Leerräume der
Vorrichtung verteilt. Hier wird nun eine Möglichkeit bereitgestellt, zu
wählen,
ob die Mikrostruktur über
alle Leerräume
zerstreut sein sollte oder nicht, in Abhängigkeit davon, ob diese Anordnung
für die
zu behandelnden Gewebe zuträglich
ist. Die vorliegende Ausführungsform
erlaubt unvollständige
Verteilung, wenn gewünscht,
oder vollständige
Verteilung über
das gesamte Volumen von Leerräumen
der Vorrichtung, wobei jedoch Konzentrationsgradienten mikrostrukturellen
Materials als Maßnahme
zur Kontrolle der Anzahl transplantierter Zellpopulationen innerhalb
der inneren Bereiche der Vorrichtung vorgesehen sind.
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Der
mikrostrukturelle Ansatz kann biologische Modifikatoren mit 1) der
biologisch abbaubaren polymeren Makrostruktur, 2) dem mikrostrukturellen Protein
oder 3) dem mikrostrukturellen Polysaccharid tragen.
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Diese
vielfältige
Tragefähigkeit
stellt fünf
verschiedene Arten von Positionen zum Beladen mit biologischen Modifikatoren
innerhalb der Vorrichtung bereit: 1) an die polymere makrostrukturelle
innere Oberfläche
gebunden; 2) an die chemotaktische Grundsubstanz auf der äußeren Oberfläche der
Mikrostruktur gebunden; 3) zwischen dem biologisch abbaubaren Polymer
und der chemotaktischen Grundsubstanz angeordnet; 4) innerhalb der
chemotaktischen Grundsubstanz im Innern der Mikrostruktur getragen;
und 5) innerhalb der Hydrationsbereiche der Hyaluronsäure oder
der Alginsäure
eingeschlossen, dennoch getrennt von dem Hyaluronan/Alginatpolysaccharid.
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In
der fünften
Positionierung wird der biologische Modifikator bzw. werden die
biologischen Modifikatoren von den Hydrationsbereichen der polysaccharidischen
Mikrostruktur eingenommen, während die
biologischen Modifikatoren weiterhin in ihrer ursprünglichen
wäßrigen Lösung gelöst vorliegen.
Das biologisch aktive Agens bzw. die biologisch aktiven Agenzien
ist/sind an der Mikrostruktur aus Hyaluronsäure oder Alginsäure befestigt,
jedoch nicht in physischem Kontakt mit dem Polysaccharid, da dieses weiterhin
in Wasser gelöst
ist, welches wiederum innerhalb der Hydrationsbereiche des Hyaluronans eingeschlossen
ist. Dieses Verfahren der Zuführung biologisch
aktiver Ladung zu einer Gewebebeschädigung ist mit dem Beschichtungsansatz
von U.S. Patentschrift Nr. 5,041,138 nicht möglich.
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Innerhalb
der Leerräume
der Vorrichtung kann ein trockenes, filamentöses Velour aus chemotaktischer
Grundsubstanz eingerichtet werden, insbesondere der RGD Bindungsanteil
von Fibronektin getragen von Hyaluronsäure- oder Alginsäurevelour. Nach
Sättigung
mit Wasser, wäßrigem Zellkulturmedium
oder Blutflüssigkeit
wird der trockene Velour chemotaktischer Grundsubstanz zu einem
hochviskosen Gel gelöst,
welches die chemotaktische Grundsubstanz als Netzwerk von gelösten Polysaccharidketten
beibehält,
das weiterhin in den Leerräumen
der polymeren Makrostruktur suspendiert ist.
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Falls
das Zellkulturmedium eine Flüssigkeit ist,
welche die Vorrichtung sättigt
und das Gel bildet, dann sind die Zellen, welche im Kulturmedium
suspendiert sind, zeitweilig innerhalb des Gels aufgrund der Gelviskosität gefangen.
Der Grad der Gelviskosität
und der Zeitraum, über
den das Gel bedeutend hohe Viskositäten aufrechterhält, werden
bestimmt durch: 1) das anfängliche
Molekulargewicht der Mikrostruktur; 2) die Geschwindigkeit des in
vivo Abbaus der Mikrostruktur; 3) die Verfügbarkeit von interstitieller
Flüssigkeit
zur Verdünnung
der verbliebenen Mikrostruktur und Entfernung von mikrostrukturellen Abbauprodukten
aus dem Bereich und 4) die anfängliche
Konzentration der ursprünglich
in die makrostrukturellen Interstitien eingebrachten Mikrostruktur.
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Die
zeitweilige Zurückhaltung
von transportierten Parenchymzellen durch das mikrostrukturelle Gel,
gibt den Zellen Zeit zur Ausführung
zweier kritischer biologischer Prozesse. Der erste biologische Prozeß ist die
Vereinigung mit der Mikrostruktur durch direkte Zusammenwirkung
zwischen der Mikrostruktur und dem Plasmamembran CD44H Rezeptor
der Zellen sowie die Vereinigung mit dem RGD Bindungsanteil von
Fibronektin, der mit der Mikrostruktur aufgenommen werden kann.
Der zweite biologische Prozeß umfaßt die Bindung
mit beliebigen weiteren biologischen Modifikatoren, die ebenso mit
der Mikrostruktur aufgenommen oder in Wasser, das durch die Hydrationsbereiche
des mikrostrukturellen Polysaccharids eingenommen wird, gelöst sein können.
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Nach
annähernd
12–72
Stunden in vivo wird die Viskosität des mikrostrukturellen Gels
in solchem Ausmaß verringert,
daß dessen
mikrostruktureller Inhalt, der nunmehr ein verringertes Molekulargewicht aufweist,
gemeinsam mit der überlebenden
Zellpopulation, direkt oder über
den RGD Bindungsanteil von Fibronektin an der Mikrostruktur befestigt,
gezwungenermaßen
auf den durch das makrostrukturelle Polymer gebildeten strukturellen
Oberflächen
verbleibt.
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Das
einstmals von mikrostrukturellem Gel eingenommene Raumvolumen wird
nun von interstitieller Flüssigkeit
und einer zunehmenden Anzahl von Parenchymzellen, die durch Mitose
der transplantierten Elternzellen gebildet werden, besetzt. Bei der
Regeneration von Gelenkknorpel in der am meisten bevorzugten Ausführungsform
ist es erwünscht, die
transplantierten Zellen vor dem Zugang zu Blutflüssigkeit und kollateralem Kreislauf
zu schützen. Daher
kommen keine Blutprodukte in den Leerräumen der Knorpelregion vor.
Bei anderen Situationen der Geweberegeneration ist jedoch, wünschenswert so
schnell wie möglich
Blutflüssigkeit
in die Interstitien der Vorrichtung zu ziehen. In diesen Situationen sind
daher Fibrin (d.h. Blutklumpen), endotheliale Knospungs- und Granulationsgewebe,
die in die Interstitien der Vorrichtung aus Quellen lebensfähigen kollateralen
Kreislaufs vorrücken,
die Substanzen, die innerhalb der inneren Leerräume der Vorrichtung gemeinsam
mit den anderen oben angeführten
Materialien anzutreffen sind.
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Das
Zusammenwirken der Vorrichtung mit Zellrezeptoren ist ein bedeutender
Vorteil des mikrostrukturellen Ansatzes, um einen Zelltransfer zu
bewirken. Die in der U.S. Patentschrift Nr. 5,133,755 enthaltenen
biologischen Prozesse des Zelltransfers, werden sämtlich durch
das Zusammenwirken einer Vielzahl von Proteinen und Polysacchariden
mit spezifischen Rezeptoren vermittelt, die sich in der Plasmamembran
oder „Zellwand" der gegebenen Zellen befinden.
Diese spezifischen Rezeptoren setzen sich ebenfalls aus Proteinen
zusammen.
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Die
transplantierten Zellen binden an die Mikrostruktur und den RGD
Bindungsanteil von Fibronektin unterstützt durch die Mikrostruktur über die Wechselwirkung
von spezifischen Proteinrezeptoren der transplantierten Zellen,
die sich in deren Plasmamembranen befinden, mit den spezifischen
Aminosäuresequenzen
oder Amingruppen des mikrostrukturellen Komplexes. Beispielsweise
kommen Wechselwirkungen zwischen den Rezeptoren transportierter
Zellen und dem RGD Bindungsanteil vor. Ein weiteres Beispiel ist
die direkte Wechselwirkung eines Membranrezeptors einer transportierten
Zelle, wie etwa CD44H, und der Hyaluronanmikrostruktur. Desweiteren
ist die Wechselwirkung des Membranrezeptors der transportierten
Zelle und der Alginatmikrostruktur beispielhaft.
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Durch
direkte Befestigung der transplantierten Zellen an die dreidimensionale
Mikrostruktur unmittelbar nachdem die Zellen der Transportvorrichtung
ausgesetzt wurden, werden die folgenden Ergebnisse erzielt, bis
die Viskosität
der Mikrostruktur unter einen kritischen Wert sinkt: 1) Erhaltung
der dreidimensionalen Anordnung der Zelle; 2) Aufrechterhaltung
des gesamten Oberflächenbereichs
jeder Zelle in optimalem Zustand für das Zusammenwirken mit der
Mikrostruktur und deren Ladung von biologisch aktiven Agenzien;
3) Beschichtung jeder Zelle mit mikrostrukturellem Material, welches
im Fall von Hyaluronan einen hohen Prozentsatz natürlich vorkommender
extrazellulärer
Matrix bildet, 4) Erhaltung der Zellen frei in halbflüssiger Umgebung,
so daß diese
sich bewegen können,
um vielfältige
Regionen optimaler Zelldichte auszubilden; 5) Erhaltung der Zellen
in unmittelbarer Nähe
hoher Konzentrationen freier, gelöster und ungebundener biologisch
aktiver Agenzien sowie 6) Aufrechterhaltung der Ladung biologisch
aktiver, therapeutischer Proteine, die von den Hydrationsbereichen
des mikrostrukturellen Polysaccharids getragen werden, in unbeeinflußter dreidimensionaler
Konfiguration, wodurch deren biologische Aktivitäten optimiert werden.
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Bei
der Zelltransplantation kann die Verwendung von nur einer, auf eine
polymere Struktur beschichteten, chemotaktischen Grundsubstanz,
dem Überleben
vieler transplantierter Zellen zuträglich sein. Jedoch als Folge
ihrer Befestigung an die unnachgiebigen makrostrukturellen Oberflächen, können auf
diese Weise gebundene transplantierte Zellen zerstörte dreidimensionale
Strukturen zeigen und ihre Plasmamembranen können einen verringerten Oberflächenbereich
aufweisen, der für
das Zusammenwirken mit biologisch aktiven Agenzien zur Verfügung steht.
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Die
vorliegende Ausführungsform
weicht von der Praxis des Standes der Technik ab, indem das mikrostrukturelle
Material in dem spezifischen Anteil der Vorrichtung strategisch
angeordnet wird, der besondere Funktionen ausübt, die für die in dieser Umgebung regenerierte
vollentwickelte Anatomie einzigartig sind. Eine solche Segregation
von mikrostrukturellem Material innerhalb der Vorrichtung beruht
auf dem Bedarf, einen Anteil der Vorrichtung mit besonderen biologischen
Funktionen auszustatten, die von dem Rest der implantierten Vorrichtung
isoliert sein müssen.
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In
der bevorzugten Ausführungsform
erfüllt die
Mikrostruktur die vornehmliche Aufgabe, Chondrozyten ausschließlich in
die Knorpelregion der Vorrichtung zu liefern und deren Lebensfunktion
an der Knorpelschadensstelle des Säugetiers durch Absonderung
der Chondrozytenzellpopulation gemeinsam mit dem in vitro Zellkulturmedium
innerhalb ihres Alginatgels zu unterstützen. Die Mikrostruktur besitzt die
untergeordnete Aufgabe der Region subchondralen Knochens, die unmittelbar
an die Knorpelregion anschließt,
in ausreichendem Maße
Chondrozyten zur Verfügung
zu stellen, um sicherzustellen, daß eine angemessene osteochondrale
Bindung zwischen dem neu entwickelten Knorpel und dem neu entwickelten
Knochen ausgebildet wird.
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Die
Konzentration der Mikrostruktur innerhalb des Netzwerks von Leerräumen der
Makrostruktur kann variieren, um sicherzustellen, daß die aus der
in vitro Kultur eingeführten
therapeutischen Elemente innerhalb der Vorrichtung in größter Menge
da vorliegen, wo sie am meisten benötigt werden. Beispiele biologische
aktiver Agenzien, auch therapeutische Elemente genannt und aus der
in vitro Kultur eingeführt sind
Zellpopulationen, Wachstumsfaktoren, Morphogene, andere therapeutische
Agenzien, Medikamente, etc. Solche Konzentrationsabweichungen können durch
Variierung der Konzentrationen der Mikrostrukturlösungen vor
dem Einsatz in den Leerräumen
der Makrostruktur der Vorrichtung oder Regionen davon, bevor diese
verbunden werden, verwirklicht werden.
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In
der bevorzugten Ausführungsform
kommt der Alginatvelour in höchster
Konzentration innerhalb der tangentialen Zone der Knorpelregion
und den unmittelbar angrenzenden Stellen der radialen Zone vor.
Die Konzentration der Alginatmikrostruktur nimmt vom Ort der höchsten Konzentration
zur Grenzschicht der radialen Zone mit der Region subchondralen
Knochens hin ab. Mikrostruktureller Alginatvelour kommt in der geringsten
Konzentration im 500 bis 800 Mikrometer breiten Leerraum der Region subchondralen
Knochens vor.
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Es
können
zwei oder mehrere mikrostrukturelle Materialien an strategischen
Positionen innerhalb desselben bioresorbierbaren Implantats angeordnet
werden, um vielfältige
und unterschiedliche biologische Funktionen auszuüben, aufgeteilt
in spezifische anatomische Positionen der Implantatvorrichtung.
Beispielsweise würde
eine große
osteochondrale Beschädigung
Hyaluronanverlour als Mikrostruktur in der zur Osteoneogenese vorgesehenen
subchondralen Region erforderlich machen. Im Gegensatz dazu würde Alginatvelour
ein geeigneteres mikrostrukturelles Material für die zur Chondroneogenese
vorgesehene Knorpelregion der Vorrichtung darstellen. Die Anordnung
von unterschiedlichem mikrostrukturellem Material kann verwirklicht
werden durch Einbringen des mikrostrukturellen Materials in die
Regionen bevor diese verbunden werden, durch Ausstattung der Vorrichtung
oder deren Regionen vor dem Verbinden von einer ersten Oberfläche aus mit
einer erwünschten
Menge mikrostrukturellen Materials, die geringer ist als das gesamte
Leervolumen der Makrostruktur, und daraufhin Ausstattung von der gegen überliegenden
Oberfläche
aus mit einem Volumen unterschiedlichen mikrostrukturellen Materials, das
ein Gleichgewicht mit dem Leervolumen der Makrostruktur herstellt.
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Mit
Ausnahme der kritischen Stelle an der Grenzschicht zur Knorpelregion
ist das Polymer der Region subchondralen Knochens hydrophil, aufgrund
der Behandlung mit einem Benetzungsmittel wie in der U.S. Patentschrift
Nr. 4,186,448 ausgeführt.
Beginnend bei etwa 500 bis 800 Mikrometern Abstand von der Grenzschichtoberfläche und
sich zur Grenzschichtoberfläche
erstreckend wird das makrostrukturelle Polymer der Region subchondralen
Knochens hydrophob gemacht, wie etwa durch Behandlung der gesamten
Vorrichtung oder der Region subchondralen Knochens mit einem Tensid
und daraufhin Inaktivierung des Tensids auf den Oberflächen der
hydrophoben Sperre oder durch Nichtbehandlung der Oberflächen der
hydrophoben Sperre mit einem Tensid während die übrigen Anteile behandelt werden.
Entsprechend kann eine hydrophobe Sperre innerhalb einer Vorrichtung
einfacher (d.h. einzelner) oder komplexer (d.h. vielfältiger)
innerer Architekturen durch andere Maßnahmen als die selektive Behandlung
bestimmter polymerer Regionen gebildet werden. Beispielsweise kann
ein getrenntes fibrilläres
Konstrukt von bioresorbierbarem Material ohne Tensid hergestellt
werden und zwischen zwei Segmente einer Vorrichtung eingeschoben
werden, deren Polymere hydrophil gemacht wurden.
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Wäßrige Flüssigkeiten,
insbesondere Blutflüssigkeit,
die durch kapillare Wirkung durch das hydrophile Polymer der Region
subchondralen Knochens, welche dem subchondralen Knochen am nächsten ist,
an diese Stelle gelangen, werden am weiteren Vordringen in Richtung
der Knorpelregion durch das hydrophobe Polymer der Region subchondralen
Knochens in der Umgebung gehindert. Die Interstitien der hydrophoben
fibrillären
Membran würden
schlußendlich
dem Zellwachstum förderlich
sein, jedoch ist es die unmittelbare Wirkung einer solchen Membran,
den Durchtritt wäßriger Flüssigkeiten über deren
Grenzbereiche hinweg zu verhindern.
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Die
hydrophobe Sperre ist ein bedeutender Fortschritt und eine Entwicklung
von Vorrichtungen, welche zur Verwendung bei der Chondroneogenese vorgesehen
sind, da der hyaline Knorpel, insbesondere der artikuläre Knorpel
der Gelenke, ein avaskuläres
Gewebe darstellt und vor direktem Kontakt mit Quellen hohen Sauerstoffdrucks,
wie etwa Blut, geschützt
werden muß.
Bei der Vorbereitung der empfangenden Beschädigung des Knorpelgewebes zur Aufnahme
des Implantats ist es erforderlich, die Beschädigung in den darunterliegenden
subchondralen Knochen, Spongiosaknochen genannt, fortzuführen, um
sicherzustellen, daß ein
neuer Knochen unterhalb der Knorpelregion gebildet wird, der eine
angemessene Bindung zu dem neu entstehenden Knorpel ausbildet.
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Ein
solches Gewebepräparat
nimmt den reichhaltigen kollateralen Kreislauf des subchondralen
Spongiosaknochens und das mit diesem verbundene Knochenmark in Anspruch.
Wenn die kultivierten Chondrozyten und insbesondere die Knorpelzellen
in Kontakt mit der von dieser Quelle kollateralen Kreislaufs gebildeten
Blutflüssigkeit
kommen, können
sie ihren chondrozytischen Phänotyp
nicht aufrechterhalten.
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Es
ist wesentlich, daß die
Mehrheit der kultivierten Chondrozyten vor direktem Kontakt mit
dem kollateralen Kreislauf geschützt
werden, so daß sie ihren
chondrozytischen Phänotyp
beibehalten und weiterhin Kollagen vom Typ II im architektonischen Muster,
welches durch das makrostrukturelle Polymer der Knorpelregion bestimmt
wird, bilden. Dieses Ziel wird durch die hydrophobe Sperre der oben
ausgeführten
bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung erreicht.
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Überdies
ist an der anatomisch spezifischen bioresorbierbaren Vorrichtung
in der bevorzugten Ausführungsform
zu schätzen,
daß diese
eine vorgefertigte Makrostruktur aufweist, die den reifen Geweben,
die von dem vollständigen
Implantat regeneriert werden sollen, sehr ähnlich ist. Weiterhin vereint
die anatomisch spezifische bioresorbierbare Vorrichtung in der bevorzugten
Ausführungsform
die Makrostruktur, Mikrostruktur, in vitro kultivierte Zellen, Kulturmedium
und damit verbundene Wachstumsfaktoren, Morphogene, Medikamente
und andere therapeutische Agenzien.
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Die
anatomisch spezifische bioresorbierbare Vorrichtung in der bevorzugten
Ausführungsform kann
als Transportsystem für
Chondrozyten, Wachstumsfaktoren, Morphogene und andere biologisch aktive
Agenzien bei der Behandlung von Gelenkknorpelschäden verwendet werden. Insbesondere
und in der bevorzugten Form wird geeignetes Ursprungsgewebe geerntet
und die Zellen unter Verwendung üblicher
Kultivierungsmethoden für
Chondrozyten kultiviert, wobei der spezifische Zelltyp in der am
meisten bevorzugten Form Chondrozyten des Gelenkknorpels darstellt.
Der Knorpelschaden wird chirurgisch durch Entfernung erkrankten
oder beschädigten Knorpels
vorbereitet zur Herstellung einer Beschädigung von Knorpel und subchondralem
Knochen, wobei sich die Beschädigung
etwa 0,5 cm bis 1,0 cm in den subchondralen Spongiosaknochen ausdehnt.
Da die Vorrichtung und die Beschädigung
im allgemeinen dieselbe Gestalt aufweisen, wird die Vorrichtung in
die Gewebebeschädigung
durch Druckeinpassung eingesetzt. Es wird ein Anteil von in vitro
Zellkultursuspension mit einer Mikroliterspritze abgemessen, der
im allgemeinen genau dem Leervolumen der mit der Mikrostruktur ausgestatteten
Makrostruktur der Knorpelregion entspricht, und auf die äußere Oberfläche der
tangentialen Zone der Knorpelregion injiziert wird und der schlußendlich
mit der synovialen Flüssigkeit
in Kontakt kommt. Die zerlegte Anatomie kann daraufhin in genauer
Position ersetzt werden, und die Wunde kann verschlossen werden.
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Obwohl
sich die bevorzugte Form auf den Transport und die in vivo Kultivierung
von Chondrozyten bezieht, ist zu bemerken, daß die Lehren der vorliegenden
Erfindung und die als Folge davon hergestellten nützlichen
Vorrichtungen, zum Transport und zur Lebenserhaltung jeglichen Zelltyps,
der von therapeutischem Wert für
Tiere und Pflanzen ist, beabsichtigt sind. Beispiele weiterer Zellen
von therapeutischem Wert außer
Chondrozyten sind: Langerhans'sche
Inseln, die Insulin produzieren, Leberparenchymzellen, welche die
Fähigkeit
aufweisen, Lebergewebe zu regenerieren sowie Tumorzellen, die zur
Anregung des Immunsystems gegen eine bestimmte Tumorart verwendet
werden.
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Es
wird weiterhin eine funktionell spezifische Vorrichtung und ein
Verfahren zur Erleichterung der Heilung von Gewebelücken offenbart,
durch welches eine zelluläre
Durchdringung verzögert,
begrenzt oder verhindert werden kann, bei gleichzeitiger Kontrolle
und Steuerung zellulären
Wachstums innerhalb der Interstitien der Vorrichtung, Förderung
der Zellanheftung an strukturelle Elemente der Vorrichtung und Ermöglichung
eines Austauschs interstitieller Flüssigkeit, die Nährstoffe
zu und Abfallprodukten von den Zellen weg führt, gleich ob diese auf das
Innere oder Äußere der
Vorrichtung beschränkt
sind. Diese Eigenschaften sind zur Behandlung von Geweben, die in
direktem Kontakt mit einem anderen Gewebe stehen, von Nutzen, wobei
dieser direkte Kontakt während
des Einsetzen von Zellwachstum verzögert, begrenzt oder verhindert
werden soll, wie etwa bei einer Reihe von medizinischen Anwendungen,
welche umfassen aber nicht beschränkt sind auf künstliche Verbrennungstransplantate
oder -verbände,
Druckgeschwürverbände, Implantate
des Orbitabogens, Hasenschartenverbände, Verbände der oralantralen Verbindung,
Schädeldefektverbände, Kontrollen
innerer Blutungen, venöse
und arterielle Reparaturvorrichtungen, künstliche Organmatrices zur
Regeneration von Leber, Niere und Pancreas, Organreparaturmatrices,
Muskelreparaturmatrices, Knochen- und Knorpelregeneration, Verab reichung
von Medikamenten und anderer biologischer Modifikatoren sowie periodontaler
Schranken und Membranen. Im wesentlichen ist die Vorrichtung von
Wert für
jedwedes Heilgewebe, welches in direktem Kontakt mit einem anderen
Gewebe steht, wobei dieser direkte Kontakt während des Einsetzens von Zellwachstum verzögert, begrenzt
oder verhindert werden soll und wobei ein Austausch interstitieller
Flüssigkeit,
die Nährstoffe
zu und Abfallprodukte von den Zellen weg führt, die entweder auf das Innere
oder Äußere der Vorrichtung
beschränkt
sind, erforderlich ist. Zusätzlich
kann sich die Vorrichtung außerhalb
des wiederherzustellenden Gewebes befinden, um eine Beeinträchtigung
des heilenden Gewebes durch unbeschädigtes Gewebe zu vermeiden.
Die oben angeführten
medizinischen Anwendung sind für
den Fachmann offensichtlich hinsichtlich der folgenden Beschreibung
von Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung.
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Die
hierin beschriebenen Ausführungsformen
der biologischen Zellfalle können
komplex und vielfältig
erscheinen, können
jedoch sämtlich
in Analogie mit einer architektonischen Wechselbeziehung zahlreicher
Strohhalme verdeutlicht werden. Jeder Strohhalm bildet eine verlängerte Kammer,
die einen Durchmesser und eine Länge
aufweist, welche nicht weniger als den zweifachen Durchmesser beträgt. Die
verlängerter
Kammern können
in der Struktur zufällig
angeordnet werden in Analogie mit dem Fallenlassen einer Vielzahl
von Strohhalmen in eine Kiste, wobei ein Gewirr verlängerter
Kammern gebildet wird, oder sie können in sehr ausgefeilten Entwürfen, wie
etwa in Schichten, organisiert sein. Die verlängerten Kammern können von
unterschiedlichem Durchmesser und unterschiedlichen Längen sein, wobei
Längen
umfaßt
werden, die entlang der gesamten Dicke, Länge und/oder Breite der Struktur verlaufen.
Die verlängerten
Kammern können
gerade oder gebogen sein. Andere geformte Kammern, die nicht verlängert sind,
wie etwa Würfel,
Kugeln, Kegel, Irreguläre
etc. können
in verschiedenen Konzentration mit den verlängerten Kanälen vermischt sein.
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Die
Anwesenheit von verlängerten
Kammern oder Kanälen
in der inneren dreidimensionalen Architektur der Struktur der Vorrichtung
vermittelt drei Funktionen. Die erste ist eine strukturelle Unterstützung, wobei
die zylindrische Gestalt eine der stärksten ist, die in der Technik
bekannt ist. Die zweite Funktion stellt ein Netzwerk oder Kanalsystem
bereit, welches Zugang zu der gesamten Vorrichtung hat, durch welches
Nährstoffe
zugeführt
und Abfallprodukte entfernt werden können. Schließlich stellen
die verlängerten
Kammern weite abgeflachte Oberflächenbereiche
zur Zellanheftung bereit.
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Die
ursprüngliche
Verwendung der verlängerten
Kammern oder Kanäle
innerhalb der Vorrichtung ist die einer Falle für Zellen und der Kontrolle
deren Wachstums mittels eines einzigartigen Verfahrens. Von zentraler
Bedeutung für
die Funktion der Vorrichtung ist die Tatsache, daß sich Zellen,
die in Kontakt mit weiten, flachen Oberflächenbereichen biologisch verträglichen
Materials kommen, schnell anheften und eine extrazelluläre Matrix
ablagern. Diese zelluläre
Aktivität
verhindert sehr schnell ein Durchwandern durch die Vorrichtung,
wobei Zellen in wirksamer Weise innerhalb der Vorrichtung gefangen werden
und andere Zellen davon abgehalten werden, in die Vorrichtung einzudringen.
Die Kombination einer bioresorbierbaren Vorrichtung und daran gebundener
Zellen bildet eine lebende Gewebsbarriere. Im Laufe der Lebensdauer
der Vorrichtung werden alle Kammern gefüllt, wobei eine Gewebsmasse
gebildet wird, die der Gestalt der implantierten Vorrichtung ähnelt.
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Die
Eigenschaften der Vorrichtung können durch
einfache Veränderungen
der Architektur und durch Hinzufügen
von Zusatzstoffen verbessert oder modifiziert werden. Die Architektur
der Vorrichtung kann durch Verwendung von Verfah ren des Spritzgießens, der
Vakuumschäumumg,
des Spinnens hohler Filamente, der Lösemittelverdampfung oder Kombinationen
davon gebildet werden.
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Veränderungen
der Struktur: Die Herstellung einer Vorrichtung, deren verlängerte Kammern
von anderen verlängerten
Kammern geschnitten werden, verursacht plötzliche Richtungsänderungen
innerhalb der Vorrichtung, welche zur Kontrolle der Entwicklung
aggressiver wachsender Gewebe, wie etwa fibröser Bindegewebe, verwendet
werden kann. Weitere Kontrolle kann durch Schichtenbildung oder
Erhöhung
der Dicke der Vorrichtung erzielt werden. Das Hinzufügen weiterer
Kammern in unterschiedlichen Konzentrationen, die nicht verlängert sind,
stellt eine erhöhte
Kontrolle über
das Wachstum von Zellen und Geweben bereit.
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Veränderungen
der Oberfläche:
Veränderungen
der Vorrichtung, wie etwa Abtrennungen, welche eine Oberfläche der
Vorrichtung teilweise oder vollständig abdichten, können den
Zugang zum kollateralen Kreislauf begrenzen oder verhindern, wie
auch die Positionierung und Anzahl von Zellen kontrollieren, die
Zugang zu den zentralen Bereichen der Vorrichtung haben. Netzgewebe
oder Geflechte können zum
Größenausschluß von Zellen
oder zur Schaffung von mehr Oberflächenbereich zum Zerkleinern von
Blutplättchen
vor dem Eintritt in die Vorrichtung Verwendung finden.
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Kontrollierte
Verwendung eines Tensids: Die Zugabe von physiologisch verträglichen
Tensiden zu porösen,
hydrophoben, bioresorbierbaren Polymeren erleichtert die vollständige Sättigung
durch Körperflüssigkeiten.
Beispiele von Tensiden umfassen anionische, kationische, amphotere
und nicht ionische Tenside. Triethanolamindodecylbenzylsulfonat
in einer Konzentration von 1 Gew.-% hat ausgezeichnete Ergebnisse
zur augenblicklichen Sättigung
der Vorrichtung geliefert, während
geringere Mengen für eine
langsamere, verzögerte
Sättigung
und verzögerte
Zellwanderung verwendet werden können.
Zusätzlich
kann eine Vorrichtung, die eine Schicht oder einen Anteil eines
Polymers, der keinem Tensid ausgesetzt wurde, neben einer Schicht
oder einem Anteil der einem Tensid ausgesetzt wurde, beinhaltet,
zur weiteren Steigerung der Fähigkeit
zur Fallenbildung der Vorrichtung verwendet werden, wenn diese sich in
Kontakt mit aggressiv wachsenden Zellen befindet, durch Herstellung
einer luftdurchlässigen
hydrophoben Sperre.
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Eine
weitere neuartige Verwendung eines Tensids in einer bioresorbierbaren
porösen
Vorrichtung ist zur Bereitstellung einer verzögerten Sättigung von hydrophoben Schichten.
Eine Erhöhung der
Tensidmenge oder -konzentration in den hydrophilen Schichten oder
Anteilen, so daß eine
ausreichende Konzentration durch interstitielle Flüssigkeit freigesetzt
werden kann, erleichtert das Eindringen der Flüssigkeit in die hydrophobe
Schicht. Die Eindringtiefe ist abhängig von der Masse der hydrophoben
Schicht, da sie in Zusammenhang mit der Tensidkonzentration innerhalb
der hydrophilen Schicht und der Verfügbarkeit interstitieller Flüssigkeit
steht. Insbesondere zieht eine poröse D,D,L,L-Polymilchsäure-Vorrichtung mit einer Schicht
oder einem Anteil einer Masse, enthaltend 1,5% Triethanolamindodecylbenzylsulfonat,
die fötalem
Rinderserum ausgesetzt ist, das fötale Rinderserum in die Vorrichtung zur
Freisetzung einer genügenden
Menge an Tensid, um die Aufnahme oder Durchdringung des fötalen Rinderserums
in eine Schicht oder einen Anteil der Masse zu erleichtern, der
keinem Triethanolamindodecylbenzylsulfonat ausgesetzt wurde oder
dieses enthält,
innerhalb von 5 Minuten, wenn der Strom der Flüssigkeit in Richtung der hydrophoben
Schicht geleitet wird.
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Dieser
Zeitraum kann verlängert
oder verkürzt
werden durch verschiedene Methoden, die umfassen aber nicht beschränkt sind
auf das Vorkommen einer Menge von Tensid innerhalb der hydrophoben
Schicht, die gerade ungenügend
ist, Hydrophilität
zu bewirken, Erhöhung
oder Senkung der Menge an Tensid in der hydrophilen Schicht, Beschichtung des
Tensids auf die Polymeroberfläche,
was eine Freisetzung in einem kürzeren
Zeitraum erlaubt, oder jegliche Kombination davon. Die Vorrichtung
kann folglich eine permanente, zeitweilige oder größenreduzierende
hydrophobe Sperre verwenden, die auf der Freisetzung von Tensid
beruht.
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Kontrollierte
Verwendung eines Weichmachers: Falls erforderlich, können Weichmacher
in einer Masse, die 50% der Masse der gesamten Vorrichtung nicht überschreitet,
in die Vorrichtung aufgenommen werden, um Flexibilität bereit
zu stellen. Dieser Zusatz kann nötig
werden, wenn das verwendete bioresorbierbare Polymer der Vorrichtung
keine ausreichende Flexibilität
verleiht oder das Molekulargewicht des Materials so gering ist,
daß daraus
eine spröde
Vorrichtung resultiert.
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Eine
zusätzliche
neuartige Verwendung eines Weichmachers in einem porösen bioresorbierbaren
Polymer ist zur zeitweiligen Flexibilisierung. Ein Weichmacher wie
etwa Triethylcitrat, der in Körperflüssigkeiten
extrahierbar ist, wird zur Anpassung der Vorrichtung während der
Implantation in das zu heilende und regenerierende Gewebe verwendet.
Der Weichmacher wird aus der Vorrichtung extrahiert, wodurch diese
weniger flexibel und relativ starr wird. Andere Citronensäureester
sind mit Wasser extrahierbar, insbesondere solche mit einem Molekulargewicht
von weniger als 402 Dalton.
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Weitere
Zusatzstoffe: Biologisch aktive Agenzien, wie etwa physiologisch
verträgliche
Medikamente, biologische Modifikatoren, Proteine, Hormone und Antigene
sowie Gemische davon können ebenfalls
in der Vorrichtung Verwendung finden, entweder durch Aufnahme der
Zusatzstoffe in der bioresorbierbaren Masse oder durch Bindung dieser
an die Oberflächen
der bioresorbierbaren Masse. Diese Substanzen können zur Steigerung der vornehmlichen
Aufgabe der Vor richtung verwendet werden oder können die Vorrichtung zum Erreichen
einer untergeordneten Aufgabe nutzen.
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Es
kann verwirklicht werden, daß,
ebenso wie das Tensid, die Weichmacher und/oder anderen Zusatzstoffe
in Anteilen der Vorrichtung aufgenommen werden, während andere
Anteile der Vorrichtung im wesentlichen frei von Weichmachern und/oder
anderen Zusatzstoffen sein können.
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BEVORZUGTE
AUSFÜHRUNGSFORM
DER BIOLOGISCHEN ZELLFALLE
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Die
bevorzugte Ausführungsform
der Erfindung stellt eine Art der Vorrichtung zur Verwendung als
periodontale Sperre dar, die in der Wiederherstellungschirurgie
verwendet wird. Insbesondere wird die Vorrichtung von biologisch
verträglichem
Material gebildet, welches bioerodierbare Materialien und polymere
Materialien sowie bioresorbierbare Materialien und polymere Materialien,
wie etwa polymerisierte Alphahydroxysäure, enthält. In der besonders bevorzugten
Form wird D,D,L,L-Polymilchsäure
in Gegenwart von 0,5 Gew.-% Triethanolamindodecylbenzylsulfonat,
in Lagen einer Dicke im Bereich von 350 bis 500 Mikron hergestellt.
Wie am besten aus 19 ersichtlich,
ist der Körper
der Vorrichtung aus einer Vielzahl von verlängerten Kammern aufgebaut,
welche von anderen verlängerten
Kammern geschnitten werden, was zu plötzlichen Richtungsänderungen führt, welche
die Durchdringung mit aggressiv wachsenden Fibroblasten verzögert, bis
sich genügende Mengen
an neuem Knochen gebildet haben, um die Lücke zu füllen. Die Oberfläche der
Vorrichtung an der Grenzschicht mit dem Mucoperiosteum ist, wie am
besten aus 11 ersichtlich, aus einem eng gewobenen
Maschengewebe von D,L-Polymilchsäure
aufgebaut. Bei der sich in Kontakt mit der Knochenlücke befindlichen
Oberfläche
der Vorrichtung sind, wie am besten aus 12 ersichtlich,
20–35% der
verlängerten
Kammern von festen Abtrennungen abgedichtet. Wenn sie auf periodontale
Beschädigungen
von Pavianen aufgebracht wird und in Kontakt zu dem zu heilen den
und regenerierenden Gewebe steht, wird diese Vorrichtung von Fibroblasten in
einer Geschwindigkeit von 20% pro Monat befallen, was den Kontakt
zu der heilenden Knochenlücke um
5 Monate verzögert.