DE68909933T2

DE68909933T2 - Für zellen eindringbares medizinisches material und kunsthaut.

Info

Publication number: DE68909933T2
Application number: DE1989609933
Authority: DE
Inventors: Takeo Terumo Kabushik Katakura; Mikio Terumo Kabushiki K Koide; Jun Terumo Kabushiki K Konishi; Yuichi Mori; Kenichi Terumo Kabushik Ohsaki; Kaoru Terumo Kabushiki Oyamada; Ken Terumo Kabushiki Ka Tatebe; Katsutoshi Yoshisato
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 1988-03-09
Filing date: 1989-03-09
Publication date: 1994-03-03
Anticipated expiration: 2009-03-10
Also published as: AU632471B2; WO1989008466A1; EP0411124A1; DE68909933D1; EP0411124B1; EP0411124A4; AU3212589A

Description

[Technisches Gebiet]

Die vorliegende Erfindung betrifft ein für Zellen durchdringliches medizinisches Material, das ohne Schwierigkeiten in lebende Gewebe assimilierbar ist und sich als künstliches Gewebe eignet. Weiterhin betrifft die vorliegende Erfindung auch die Applikation dieses medizinischen Materials als künstliche Haut.

[Hintergrund der Erfindung]

Eine Implantation hat sich als sehr wirksam zur Behandlung von in einem Teil von Geweben auftretenden Mängeln oder irreversibler Funktionsstörungen erwiesen. Zur Vermeidung des als Abstoßung bekannten Problems einer Immununverträglichkeit wird hierbei vorzugsweise Gewebe von anderen Stellen des Patienten oder seiner Verwandten transplantiert, d.h. eine Allotransplantation durchgeführt. Derart günstige Implantationsgewebe stehen jedoch nicht immer zur Verfügung. So wurden auch bereits Untersuchungen zur Schaffung implantierbarer künstlicher Gewebe durchgeführt.
Ein erster Versuch zur Bereitstellung von abstoßungsfreien künstlichen Geweben besteht darin, ein Material niedriger histologischer Reaktionsfähigkeit, d.h. ein Material, welches das Gewebe und das immunzelluläre System nicht sensibilisiert, zu schaffen. Ein Beispiel für diesen Versuch ist eine Studie zur Erhöhung der Hydrophobizität eines durch Polyurethane repräsentierten synthetischen polymeren Materials.
Ein zweiter Versuch besteht in der Bereitstellung eines Materials, das rasch und vor der Einleitung der Immunreaktion in die Gewebe assimiliert werden kann und dabei als Teil eines Organs funktioniert. Insbesondere soll hierbei das Gewebe ähnlich den angrenzenden Geweben aufgebaut werden, indem eine solche Zelle mit Gewebe heilender Funktion als Fibroblast in das von lebenden Körpern stammende Material, z.B. Kollagen, eindringen gelassen wird. Da das derart gebildete neue Gewebe nicht mehr länger "nicht-eigen" ist, kommt es zu keiner Immununverträglichkeit. Es läßt sich folglich sagen, daß dieser Versuch dem (geschilderten) ersten Versuch überlegen ist.
Auch dieser zweite Versuch besitzt jedoch folgende Nachteile.
Künstliche Materialien aus Kollagen u.dgl., die von lebenden Körpern herrühren, zeigen eine hohe Affinität zu zellulärem Gewebe, sie werden jedoch durch Kollagenase oder andere im lebenden Körper vorhandene Enzyme leicht versetzt. Folglich reicht die Zeit für das Eindringen von Fibroblasen u.dgl. zum Aufbau neuer Gewebe nicht aus. Somit ist es erforderlich, die physikalischen Eigenschaften des Materials durch Einbau irgendwelcher Vernetzungen zu verstärken, damit das betreffende Material der durch Kollagenase bedingten Zersetzung zu widerstehen vermag. Zu diesem Zweck kann man sich einer dehydratisierenden Vernetzung unter Erwärmen oder einer chemischen Vernetzung mit Chemikalien bedienen. Von diesen Vernetzungsmaßnahmen ist die dehydratisierende Vernetzung sicherer als die chemische Behandlung, man erreicht hierbei jedoch eine geringere Widerstandsfähigkeit gegen Kollagenase als bei der chemischen Vernetzung. Somit bedient man sich im allgemeinen einer chemischen Vernetzung alleine oder einer chemischen Vernetzung in Kombination mit der dehydratisierenden Vernetzung.
Die Widerstandsfähigkeit gegen Kollagenase läßt sich durch Schaffung einer Vernetzungsstruktur in der geschilderten Weise deutlich verbessern. Wenn beispielsweise ein Kollagen durch bloßes Dehydratisieren unter Erwärmen auf 110ºC im Vakuum während 24 h vernetzt wird, geht das vernetzte Kollagen innerhalb eines Tages beim Stehenlassen in einer 3 Einheiten/ml Kollagenase enthaltenden Lösung bei 37ºC in Lösung. Wird andererseits das Kollagen mit einem Vernetzungsmittel vom Isocyanattyp vernetzt, zeigt es selbst bei 7-tägigem Stehenlassen in einer 1000 Einheiten/ml Kollagenaselösung bei 37ºC keine Änderungen seines Aussehens.
Andererseits führt die Ausbildung einer derart starken Vernetzungsstruktur zu einer deutlichen Verminderung der eine dem Kollagen eigenen Affinität zu Zellen oder Geweben. Folglich wird das Eindringen von Zellen derart gehemmt, daß sich die gewünschte Bildung neuen Gewebes nicht erreichen läßt.
Wie bereits ausgeführt, ist es schwierig, beiden Anforderungen, nämliche eine gute Widerstandsfähigkeit gegen Enzyme und eine gute Affinität zu Zellen oder Geweben, bei von lebenden Körpern herrührenden Materialien, z.B. Kollagen, zu genügen. Obwohl - wie gesagt - der zweite Versuch sehr ansprechend ist, konnte bislang noch kein den geschilderten Anforderungen genügendes Material bereitgestellt werden.
Das für Zellen durchdringliche medizinische Material könnte sich zwar als Beschichtungsmaterial zur Einbettung künstlicher Organe oder künstlicher Gefäße eignen, seine Verwendung als künstliche Haut dürfte jedoch leichter realisierbar und besser wirksam sein.
Eine künstliche Haut ist ein künstliches medizinisches Material zur zeitweiligen oder dauerhaften Abdeckung des verletzten Bereichs zur Verhinderung von Bakterieninfektionen oder einer "Überschwemmung" mit Humor, wenn irgendein Hautgewebe durch Verbrennen oder Verbrühen verletzt ist. Somit stellt künstliche Haut einen Ersatz für eine Transplantation körpereigener Haut dar.
Zum selben Zweck wie bei künstlicher Haut können als Wundabdeckungsmaterialien, wie bisher Gaze, absorbierende Baumwolle u.dgl. verwendet werden. Nachteilig an diesen Materialien ist jedoch, daß sie (nur) eine geringe Hemmfähigkeit gegen Bakterieninfektionen aufweisen. Da sie darüber hinaus das Exudat rasch absorbieren, trocknet die Wundoberfläche zu stark aus, was bei ihrer Ablösung zu Schmerzen, Bluten u.dgl. führt. Wird zur Vermeidung dieses Problems - wie dies manchmal der Fall ist - eine Salbe u.dgl. mitverwendet, stellt sich ein weiterer Nachteil ein, indem nämlich das Exudat so unzureichend absorbiert wird, daß die Wundoberfläche übermäßig feucht bleibt.
Bei großflächigen Wundoberflächen werden folgende filmartige Abdeckungen verwendet. Zu der ersten Kategorie gehören Silikongaze, ein Film aus Silikonkautschuk, eine Lage aus synthetischen Fasern, wie Nylon, Teflon u.dgl. mit velourartiger Obeflächenstruktur und andere synthetische Materialien. Zu einer zweiten Kategorie gehören lyophilisierte Schweinehaut, Gewirke aus Chitin, Filme aus Kollagen, ein Polyaminosäureschwamm, ein Mucopolysaccharidkomplexkollagenfilm und andere von lebenden Körpern herrührende Materialien.
Nachteilig an filmartigen Abdeckungen aus den betreffenden synthetischen Materialien sind ihre unzureichend dichte Haftung an dem verletzten Bereich und ihre geringe Dampfdurchlässigkeit zusammen mit ihrer ausgeprägten Neigung zur Rißbildung. Filmartige Abdeckungen aus lebenden Körpern sind zwar vergleichsweise besser an lebende Körper anpaßbar, man hat jedoch Schwierigkeiten, auf genügend Rohmaterial zurückgreifen zu können. Darüber hinaus besitzen die meisten derselben Antigenizität und neigen zur Zerstörung durch bakterielle Infektion oder den Kontakt mit dem Exudat.
Neben den beschriebenen filmartigen Abdeckungen wurden auch bereits bestimmte komplexe Filme aus kollagenbehandelten Nylonnetzen und Silikonfilmen entwickelt und in den Handel gebracht. Diese komplexe Filme haften dicht an der Wundoberfläche und zeigen eine geeignete Wasserdurchlässigkeit. Der komplexe Film haftet jedoch an der Wundoberfläche, da das Granulationsgewebe im Laufe des Heilungsprozesses in das Nylonnetz eindringt. Da das Nylonnetz das Granulationsgewebe ohne Zersetzung behält, muß der komplexe Film nach der Heilung unter erheblichen Schmerzen abgezogen werden.

[Beschreibung der Erfindung]

Eine erste Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines für Zellen durchdringlichen medizinischen Materials, das aufgrund der gewünschten Widerstandsfähigkeit gegen zersetzende Enzyme unter in-vivo-Umständen über eine bestimmte Zeit hinweg zusammen mit seiner günstigen Affinität zu Zellen und Geweben die erforderliche mechanische Festigkeit behält. Ferner sollte ein Verfahren zur Herstellung des betreffenden Materials geschaffen werden.
Eine zweite Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht in der Bereitstellung einer künstlichen Haut mit akzeptabler Funktion als Ersatz für durch Transplantation übertragene körpereigene Haut unter Verwendung des betreffenden medizinischen Materials sowie in der Schaffung eines Verfahrens zur Herstellung derselben.
Die erfindungsgemäße künstliche Haut vermag eine bakterielle Infektion und einen Überlauf des Körperfluidums zu verhindern, wenn man sie zeitweilig oder dauernd zum Abdecken einer Wundoberfläche verwendet. Darüber hinaus vermag sie eine ausreichende Reparatur des Gewebes infolge Zellwachstum zu beschleunigen.
Das für Zellen durchdringliche medizinische Material gemäß der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, daß es aus denaturiertem Kollagen, das durch 20- bis 60-minütiges Erwärmen von zuvor einer Vernetzungsbehandlung unterworfenem Kollagen in Gegenwart von Wasser auf 50 - 125ºC hergestellt wurde, gebildet ist.
Das Verfahren zur Herstellung des für Zellen durchdringlichen medizinischen Materials umfaßt eine Stufe, in der Kollagen einer Vernetzungsbehandlung unterworfen wird, um dem Kollagen eine Vernetzungsstruktur zu verleihen, und eine Stufe, in der das Kollagen, das zuvor einer Vernetzungsbehandlung unterworfen wurde, in Gegenwart von Wasser 20 - 60 min lang auf 50 - 125ºC erwärmt wird.
Eine erste erfindungsgemäße künstliche Haut umfaßt eine Trägerschicht aus Fibroin, eine auf einer Seite der Trägerschicht auflaminierte Wundkontaktschicht und eine auf die andere Seite der Trägerschicht zur Steuerung des Wasserdurchtritts auflaminierte, den Wasserdurchtritt steuernde Schicht, wobei die Wundkontaktschicht aus einem denaturierten Kollagen gebildet ist, das durch 20- bis 60-minütiges Erwärmen von zuvor einer Vernetzungsbehandlung unterworfenem Kollagen in Gegenwart von Wasser auf 50 - 125ºC hergestellt wurde. Vorzugsweise wird mindestens einer Schicht, nämlich der Wundkontaktschicht, der Trägerschicht und/oder der den Wasserdurchtritt steuernden Schicht, ein antibakterielles Mittel einverleibt.
Eine zweite erfindungsgemäße künstliche Haut umfaßt eine Wundkontaktschicht und eine den Wasserdurchtritt steuernde Schicht, die zur Steuerung des Wasserdurchtritts auf eine Seite der Wundkontaktschicht auflaminiert ist, wobei die Wundkontaktschicht aus denaturiertem Kollagen, das durch 20- bis 60-minütiges Erwärmen eines zuvor einer Vernetzungsbehandlung unterworfenen Kollagens in Gegenwart von Wasser auf 50 - 125ºC hergestellt wurde, gebildet ist. Vorzugsweise wird mindestens einer der Schichten, nämlich der Wundkontaktschicht und/oder der den Wasserdurchtritt steuernden Schicht, ein antibakterielles Mittel einverleibt.
Die vorliegende Erfindung wird nun im einzelnen beschrieben:

Für Zellen durchdringliches medizinisches Material und Verfahren zur Herstellung desselben

Das erfindungsgemäße, für Zellen durchdringliche medizinische Material basiert auf der Erkenntnis der Tatsache, daß eine Zelle ohne Schwierigkeiten in das durch Erwärmen des Vernetzungsstruktur aufweisenden Kollagens in Gegenwart von Wasser hergestellte denaturierte Kollagen eindringen kann und daß die erforderlichen mechanischen Eigenschaften unter in-vivo-Bedingungen über eine gegebene Zeit hinweg aufrechterhalten werden können.
Das Kollagen mit Vernetzungsstruktur läßt sich durch übliche bekannte Vernetzung herstellen.
Ein Beispiel für ein Ausgangskollagen, dem eine Vernetzungsstruktur verliehen werden kann, ist das aus einer dreifachen Kettenhelix bestehende Kollagen, das man durch Behandeln von Kollagen aus Rinderhaut mit einer Säure oder einem Alkali erhält. Vorzugsweise sollte ein Kollagen verwendet werden, dem der antigene Teil (Telopeptid) am Ende des Kollagenmoleküls fehlt. Ein solches Kollagen ohne Antigenizität und ohne dieses Telopeptid ist im allgemeinen als Atelocollagen (Handelsbezeichnung) bekannt. Atelocollagen erhält man durch Behandeln des Ausgangskollagens mit einer Säure oder einem Alkali (vgl. oben) und anschließend mit spezifisch auf das Telopeptid einwirkendem Pepsin. In besonders bevorzugter Weise werden diese Ausgangskollagene als faserförmiges Kollagen eingesetzt. Solche faserförmigen Kollagene erhält man durch Neutralisieren des aus einer dreifachen Kettenhelix bestehenden Kollagens mit einem Phosphatpuffer bei 37ºC. Hierbei wird die wasserlösliche und dispergierbare dreifache Kettenhelixstruktur in eine faserförmige Struktur mit Periodizität umkonstruiert, wobei das Kollagen unlöslich wird.
Zum Einführen der Vernetzungsstruktur in das Kollagen kann man sich eines Verfahrens zum Dehydratisieren des Kollagens oder eines Verfahrens zum Behandeln des Kollagens mit einem Vernetzungsmittel bedienen. Die Dehydratisierung erfolgt durch Erwärmen des Kollagens während 1 - 24 h unter einem Vakuum von nicht mehr als 0,05 Torr auf 50 - 180ºC, vorzugsweise während 2 - 8 h unter dem betreffenden Vakuum auf 100 - 120ºC. Bei der Behandlung mit einem Vernetzungsmittel sind diesem keine speziellen Grenzen gesetzt. So eignen sich beispielsweise Vernetzungsmittel vom Aldehydtyp, wie Glutaraldehyd, Vernetzungsmittel vom Isocyanattyp, wie Hexamethylendiisocyanat, und Vernetzungsmittel vom Carbodiimidtyp, wie 1-Ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)-carbodiimidhydrochlorid.
Durch Einführen einer solchen Vernetzungsstruktur kommt es zu einer Verbesserung der mechanischen Festigkeit des Kollagens und zu einer Erhöhung der Widerstandsfähigkeit gegen enzymatische Zersetzung. Dieser Effekt ist bei faserförmigem Kollagen ausgeprägter als bei dispergiertem Kollagen mit Dreifachkette. Somit kommt es bei Einführung einer solchen Vernetzungsstruktur in faserförmiges Kollagen zu einer außerordentlichen Verbesserung der physikalischen Eigenschaften, z.B. der mechanischen Festigkeit, durch synergistische Wirkung zwischen der Faserstruktur und der Vernetzungsstruktur. Ist der dem Kollagen verliehene Vernetzungsgrad zu gering, läßt sich keine ausreichende physikalische Festigkeit erreichen. Ist er andererseits zu hoch, werden die Struktur und die günstigen Eigenschaften des Kollagens geschädigt. Folglich ist es erforderlich, den Vernetzungsgrad unter Beachtung verschiedener Bedingungen in geeigneter Weise einzustellen. So erreicht man beispielsweise bei Verwendung eines beliebigen Vernetzungsmittels für faserförmiges Kollagen einen geeigneten Vernetzungsgrad bei Verwendung von allgemein 0,01 - 5% (g/v), vorzugsweise 1 - 3% (g/v) Vernetzungsmittel.
Danach wird das erhaltene Kollagen mit der Vernetzungsstruktur unter Erwärmen denaturiert. Das Erwärmen erfolgt in Gegenwart von Wasser auf 50 - 125ºC, vorzugsweise 90 - 121ºC, über einen Zeitraum von 20 min bis 1 h. Da durch dieses Erwärmen die Helixstruktur des Rohkollagens zu einem willkürlichen Knäuel modifiziert wird, wird das Ausmaß des Helixgehalts zu einem Index für den Denaturierungsgrad. Genauer gesagt entspricht der Denaturierungsgrad [1-(Ausmaß des Helixgehalts)]. Ein geeignetes Ausmaß des Helixgehalts für das erfindungsgemäß verwendete denaturierte Kollagen beträgt 0 - 80%, vorzugsweise 40 - 70%.
Das Ausmaß des Helixgehalts läßt sich mit einem zirkulären Dichroismusspektrometer (CD) oder Infrarotspektralphotometer bestimmen (vgl. P.L. Gordon und Mitarbeiter in "Macromoles", 1 (6), 954, 1974; Masanobu Nakura, Hashimoto und Mitarbeiter in "Polymer Article Collection", 41 (8), 473, 1984). Die erfindungsgemäß benutzten Werte für das Ausmaß des Helixgehalts werden auf das Basis der Spektrometerdaten berechnet. Darüber hinaus hat es sich aufgrund von Elektrophoreseergebnissen auch gezeigt, daß in dem denaturierten Kollagen ein Teil des Kollagenmoleküls gespalten ist.
Wie bereits ausgeführt, scheint es, als ob Zellen leicht in das denaturierte Kollagen eindringen können. Dies ist offensichtlich darauf zurückzuführen, daß die Helix auf dem Weg in das erfindungsgemäß benutzte denaturierte Kollagenmolekül in ein willkürliches Knäuel umgewandelt und ein Teil desselben gespalten sind. Andererseits kann es durch die Denaturierung eine Zersetzung durch Kollagenase erfahren und wird vergleichsweise rasch zersetzt. Wie jedoch bereits ausgeführt, erfolgt vor der Denaturierung eine Vernetzung, wodurch ihm Widerstandsfähigkeit gegen enzymatische Zersetzung durch Kollagenase u.dgl. verliehen wird. Aufgrund des Beitrags dieser Vernetzungsstruktur bleibt Zeit genug für das Eindringen von Fibroblasten u.dgl. und für den Aufbau neuen Gewebes. So bildet der Vernetzungsstruktur aufweisende Teil in dem Kollagen nach der Wärmedenaturierung eine gegen die Zersetzungswirkung von Enzymen widerstandsfähige Skelettstruktur.
Wie ferner bereits ausgeführt, läßt das medizinische Material gemäß der Erfindung hervorragenderweise ein Eindringen von Zellen zu, andererseits läßt sich bei ihm eine ausreichende Festigkeit aufrechterhalten, bis sich aufgrund des Eindringens von Zellen hautartige Bindegewebe bilden können. Da es letztendlich aufgrund einer enzymatischen Wirkung zersetzt und absorbiert wird, kann es in vivo vollständig assimiliert werden.
Das erfindungsgemäße medizinische Material läßt sich entweder vor oder nach Einführen der Vernetzungsstruktur in das Kollagen in eine geeignete Form überführen. In jedem Falle läßt sich die thermische Denaturierung in Gegenwart von Wasser in der jeweils geeigneten Form durchführen.
Zur Herstellung der jeweils geeigneten bzw. gewünschten Form kann man sich folgender Verfahren bedienen. Wird die Kollagenlösung vor der Vernetzungsbehandlung verwendet, kann man daraus durch Lösungsmittelgießen Filme oder durch Lyophilisieren einen porösen Schwamm herstellen. Wird eine wäßrige Kollagenlösung nach der Vernetzungsbehandlung verwendet, kann man die Kollagenlösung gelieren und das erhaltene Gel in die gewünschte Form bringen.

Künstliche Haut

Bei der erfindungsgemäßen künstlichen Haut handelt es sich um einen mehrlagigen, komplexen Film mit dem für Zellen durchdringlichen medizinischen Material.

Erste Ausführungsform einer künstlichen Haut

Bei dieser künstlichen Haut handelt es sich in typischer Weise um einen dreilagigen komplexen Film entsprechend Fig. 1A. In Fig. 1 ist mit 1 eine Trägerschicht aus einem Fibroinfilm bezeichnet. Unterhalb der Trägerschicht 1 befindet sich eine Wundkontaktschicht 2, über der Trägerschicht 1 eine den Wasserdurchtritt steuernde Schicht 3. Das für Zellen durchdringliche medizinische Material ist in der Wundkontaktschicht 2 eingesetzt. Die einzelnen Schichten werden im folgenden näher beschrieben.

(1) Wundkontaktschicht 2

Das für Zellen durchdringliche medizinische Material wird für die Wundkontaktschicht 2 benutzt. Somit besteht die Wundkontaktschicht 2 aus durch Wärmebehandlung des Vernetzungsstruktur aufweisenden Kollagens erhaltenem denaturiertem Kollagen. Die Zusammensetzungen u.dgl. dieser Wundkontaktschicht werden nicht im einzelnen erläutert, da sie bereits zuvor beschrieben wurden. Notwendigerweise kann diese Wundkontaktschicht die verschiedensten Formen, z.B. die Form eines Films, Schwamms u.dgl. aufweisen. Auch darüber wurde bereits im Zusammenhang mit den medizinischen Materialien berichtet.
Die Wundkontaktschicht 2 besitzt die Funktion, auf weiche Art und Weise die Wundoberfläche zu schützen, indem sie direkt die Wunde abdeckt, Schmerzen lindert, eine geeignete Menge Wasser anbietet und eine bakterielle Infektion hemmt. Weiterhin beschleunigt sie die Gewebeneubildung durch Zellenwachstum und stimuliert die Heilung. Diese Wundkontaktschicht 2 aus für Zellen durchdringlichen Materialien vermag sämtliche dieser Funktionen zu erfüllen und insbesondere die Gewebeneubildung zu beschleunigen. Wenn sie einmal auf die Wundoberfläche appliziert ist, kommt es zusammen mit einem raschen Eindringen von Fibroblasten zu einer Infiltration von eine Entzündung herbeiführenden Zellen, wie Makrophagen, Neutrophilen und dergleichen. Dies führt zur Bildung von hautartigen Bindegeweben unter Beschleunigung der Wundheilung. Da diese Zelleninvasion bereits im Zusammenhang mit dem medizinischen Material detailliert beschrieben wurde, wird deren Erläuterung kürzer gefaßt. Da die Wundkontaktschicht 2 letztlich durch Enzyme zersetzt wird, wird sie in den lebenden Körper absorbiert. Folglich ist - anders als bei bekannter künstlicher Haut - deren Entfernung nicht von Schmerzen begleitet.

(2) Trägerschicht 1

Die Trägerschicht 1 erhöht die mechanische Festigkeit der Wundkontaktschicht 2 und gestattet ein glattes Eindringen von Zellen in die Wundkontaktschicht 2.
Wie bereits ausgeführt, besitzt die Wundkontaktschicht aufgrund des Einsatzes von faserförmigem Kollagen die erforderliche Beständigkeit gegen Kollagenase. Da jedoch die mechanische Festigkeit als Beschichtungsmaterial immer noch unzureichend ist und die Wundkontaktschicht letztlich in den lebenden Körper assimiliert wird, braucht man irgendeinen tragenden Körper zum Schutz derselben gegen äußere Reize. Somit muß die Trägerschicht 1 eine einen bestimmten Grad übersteigende mechanische Festigkeit aufweisen. Gleichzeitig sollte die Trägerschicht 1 das Eindringen von Zellen in die Wundkontaktschicht 2 nicht hemmen. Als diesen Anforderungen genügendes Material wird Fibroin verwendet.
Fibroin ist ein aus lebenden Körpern stammendes Material und besteht aus einem einen Hauptbestandteil von Seide bildenden Protein. Da Seide als beliebtes Nahtmaterial für chirurgische Operationen verwendet wird, stellt Fibroin ein Protein hervorragender Stabilität in lebenden Körpern dar. Wäßrige Fibroinlösungen erhält man durch Auflösen von Fibroin in einer konzentrierten neutralen Lösung von Salzen, wie Lithiumbromid oder Calciumchlorid, und Dialysieren der Lösung und dergleichen. Diese wäßrige Fibroinlösung wird bei -18ºC bis 0ºC eingefroren und aufgetaut, um eine kristalline Struktur vom B-Typ zu bilden. Hierbei entsteht ein wasserunlösliches poröses Gewirk (Jun Umagoshi "Kobunshi Kagaku" (Polymer Chemistry), 30, 582 (1973)). Dieses Fobroingewirk zeigt eine bessere Stabilität in lebenden Körpern als übliches Kollagen mit Vernetzungsstruktur. So kann es in geeigneter Weise als Trägerschicht einer künstlichen Haut zur Wundabdeckung über lange Zeit hinweg verwendet werden.

(3) Den Wasserdurchtritt steuernde Schicht 3

Die den Wasserdurchtritt steuernde Schicht 3 dient zur Steuerung des Wassergehalts auf der Wundoberfläche während der Applikation der künstlichen Haut auf die Wundoberfläche. Eine Ansammlung von Exudat oder Wundsekret auf der Wundoberfläche läßt sich vermeiden, indem man sie naß und feucht hält. Dies geschieht dadurch, daß man mit Hilfe der den Wasserdurchtritt steuernden Schicht 3 einen geeigneten Dampfdurchtritt sicherstellt. Gleichzeitig läßt sich ein Hindurchtreten der Proteinbestandteile im Exudat bzw. Wundsekret nach außen hin verhindern. Auf diese Weise werden günstige Umstände für eine Gewebereparatur geschaffen. Es ist bereits bekannt, daß eine solche den Wasserdurchtritt steuernde Schicht in einem Wundabdeckungsmaterial verwendet wird. Diese bekannten Materialien können auch für eine erfindungsgemäße künstliche Haut Verwendung finden. So läßt sich als den Wasserdurchtritt steuernde Schicht 3 ein Film aus einem nicht-toxischen Material mit einem Wasserfluß von etwa 0,1 - 1 mg/cm²/h verwenden. Eine geeignete Dicke beträgt etwa 5 - 200 um. Nicht-toxische Materialien sind Silikonharze, Polyacrylatester, Polymethacrylatester, Polyurethan u.dgl., insbesondere Silikonharze.
Die dreilagige künstliche Haut vermag (bei Verwendung als künstliche Haut) eine hervorragende therapeutische Wirkung zu entfalten, da die Wundkontaktschicht 2 in höchst vorteilhafter Weise ein Eindringen von Zellen ermöglicht und eine geeignete Beständigkeit gegen enzymatische Zersetzung aufweist. Eine akzeptable mechanische Festigkeit erhält sie dürch die Trägerschicht 1. Ein akzeptabler Wassergehalt auf der Wundoberfläche wird durch die den Wasserdurchtritt steuernde Schicht 3 aufrechterhalten. Da in der Wundkontaktschicht 2 eine Verbesserung des Eindringens von Zellen und der Widerstandsfähigkeit gegen Enzyme, die beide bislang miteinander unverträglich waren, erreicht wurde, läßt sich ein weit stärkerer therapiebeschleunigender Effekt gewährleisten als mit den bekannten Wundabdeckmaterialien.
Bei bevorzugten Ausführungsformen der künstlichen Haut wird mindestens einer der Schichten, nämlich der Wundkontaktschicht 2, der Trägerschicht 1 und/oder der den Wasserdurchtritt steuernden Schicht 3, ein antibakterielles Mittel einverleibt. Geeignete antibakterielle Mittel sind Silbersulfadiazin, Gentamycin und Silbernitrat. Es können jedoch auch ohne Beschränkung verschiedene andere antibakterielle Mittel mitverwendet werden. Der Einbau solcher antibakterieller Mittel dient einer wirksamen Verhinderung bakterieller Infektionen.
Zu einer bakteriellen Infektion kann es bei großflächiger Verbrühung oder schwerwiegender Verbrühung (beispielsweise Verbrühung Grad III) kommen. Zur Verhinderung einer solchen bakteriellen Infektion wurde bisher eine Cremegrundlage mit einem antibakteriellen Mittel verwendet. Wird jedoch eine Cremegrundlage zusammen mit einem bekannten Wundabdeckmaterial, wie Gaze oder einer Bandage, benutzt, versickern etwa 57% der aufgetragenen Creme zusammen mit dem Exudat oder Wundsekret in die Gaze u.dgl., wobei (nur) etwa 21% Creme auf der Wundoberfläche bleiben. Weiterhin muß die Creme täglich aufgetragen werden, was recht mühselig ist. Wenn andererseits die erfindungsgemäße künstliche Haut ein antibakterielles Mittel enthält, kann dieses nach und nach innerhalb eines bestimmten Zeitraums freigesetzt werden. Folglich kann das antibakterielle Mittel kontinuierlich, ohne die Wundoberfläche der Umgebungsluft auszusetzen und ohne mühseliges tägliches Auftragen des antibakteriellen Mittels auf die Wunde, wirken. Auf diese Weise kann in Kombination mit der das Eindringen von Bakterien verhindernden Wirkung der den Wasserdurchtritt steuernden Schicht eine Bakterieninfektion wirksam verhindert werden.
Der folgende Versuch wurde durchgeführt, um die Freigabe des in der den Wasserdurchtritt steuernden Schicht 3 enthaltenen antibakteriellen Mittels zu überprüfen. Zunächst wurden drei Silikonfilme (etwa 0,15 g) einer Dicke von 20 um und einer Größe von 5 cm x 5 cm hergestellt. Diese enthielten 10 mg, 20 mg bzw. 30 mg Silbersulfadiazin (AgSD). Die einzelnen Prüflinge wurden dann in 100 ml destilliertes Wasser getaucht und die Menge an im Laufe der Zeit eluierten AgSD bestimmt. Diese Ergebnisse sind in Fig. 2 dargestellt. In dieser Figur zeigt die Abszisse den zeitlichen Verlauf (in Tagen), die Ordinate die Gesamtmenge an eluiertem AgSD. Aus den Ergebnissen geht hervor, daß in dem Silikonfilm enthaltendes AgSD nach und nach freigegeben wurde und dabei eine zur Herbeiführung der geschilderten Wirkung genügend große schrittweise Freigabe erreicht wird.
Wenn die Hauptaufgabe die Verhinderung eines Eindringens von Bakterien von außen her ist und man folglich einer dieser Schichten ein antibakterielles Mittel einverleiben muß, sollte dieses vorzugsweise in der den Wasserdurchtritt steuernden Schicht 3 geschehen. Wenn andererseits die Wundoberfläche bereits mit Bakterien infiziert ist und man eine große Menge an antibakteriellem Mittel auf die Wunde applizieren muß, ist es zweckmäßig, das antibakterielle Mittel entweder der Wundkontaktschicht 2 oder der Trägerschicht 1 einzuverleiben. Selbstverständlich kann man das antibakterielle Mittel auch zwei oder drei Schichten, nämlich der Wundkontaktschicht 2, der Trägerschicht 1 und der den Wasserdurchtritt steuernden Schicht 3, einverleiben.

Zweite Ausführungsform einer künstlichen Haut

Diese künstliche Haut besteht aus einem komplexen Film aus einer Wundkontaktschicht 2 und einer den Wasserdurchtritt steuernden Schicht 3 entsprechend Fig. 1B. Bei der zweiten Ausführungsform der künstlichen Haut fehlt die Trägerschicht 1, ansonsten entspricht sie der künstlichen Haut gemäß der ersten Ausführungsform.

Herstellung einer künstlichen Haut

Die künstliche Haut der ersten Ausführungsform läßt sich ohne Schwierigkeiten beispielsweise nach folgenden Stufen a) bis h) herstellen.
a) Zunächst wird eine wäßrige Lösung von Kollagen, vorzugsweise faserförmigem Kollagen, zubereitet.
b) Andererseits wird der poröse Fibroinfilm zur Verwendung als Trägerschicht 1 nach dem bereits beschriebenen Verfahren hergestellt.
c) Danach wird die Kollagenlösung in einen bestimmten Behälter überführt. Der Fibroinfilm wird auf die Flüssigkeitsoberfläche gelegt und lyophilisiert. Hierbei erhält man ein Verbundgebilde aus einer Trägerschicht 1 aus dem Fibroinfilm und einer porösen Kollagenschicht 2'.
d) Die in Stufe c) hergestellte poröse Kollagenschicht 2' erhält dann eine Vernetzungsstruktur. Die Vernetzung kann entweder durch Dehydratisieren durch Erwärmen oder Behandeln mit einem Vernetzungsmittel erfolgen.
e) Auf einem Teflon-Substrat u.dgl. mit Abziehoberfläche wird eine Lösung zur Bildung eines wasserdurchlässigen Films, z.B. Silikon u.dgl., entwickelt, wobei ein viskoser dünner Film entsteht.
f) Das in Stufe d) der Vernetzungsbehandlung unterworfene Verbundgebilde wird auf den in Stufe e) erhaltenen viskosen dünnen Film gelegt. Dies erfolgt derart, daß die Trägerschicht 1 mit der viskosen dünnen Schicht in Berührung gelangt.
g) Der viskose dünne Film wird bis zum Hartwerden getrocknet und 1 - 24 h lang unter einem Vakuum von nicht über 0,05 Torr auf 50 - 180ºC erwärmt. Hierbei wird der viskose dünne Film getrocknet und eine den Wasserdurchtritt steuernde Schicht 3 gebildet. Gleichzeitig wird die Steuerschicht 3 als Ganzes mit der Trägerschicht 1 verbunden.
h) Das in Stufe g) erhaltene dreischichtige Verbundgebilde wird dann in Gegenwart von Wasser 20 min bis 1 h auf 50 - 125ºC, vorzugsweise 90 - 121ºC, erwärmt. Hierbei wird das Kollagen mit Vernetzungsstruktur, das die poröse Schicht 2' bildet, denaturiert und in die gewünschte Wundkontaktschicht 2 überführt. Somit erhält man eine künstliche Haut dreilagiger Bauweise (Fig. 1A).
Die Vernetzung kann auch anstelle in Stufe d) bereits bei der Lösung in Stufe a) durchgeführt werden.
Der poröse Kollagenfilm (vorzugsweise aus faserförmigem Kollagen mit Vernetzungsstruktur) kann auch anstelle des Fibroinfilms als Trägerschicht 1 verwendet werden. Der poröse Film aus faserförmigem Kollagen mit Vernetzungsstruktur wird durch Lyophilisieren der erhaltenen wäßrigen Lösung von faserförmigem vernetztem Kollagen hergestellt. Da jedoch der als Trägerschicht 1 vernetzte Kollagenfilm in Stufe g) ebenfalls denaturiert wird, läßt sich die Trägerschicht 1 nicht von der Wundkontaktschicht 2 unterscheiden. Somit besitzt die in diesem Falle erhaltene künstliche Haut keinen dreilagigen Aufbau (Fig. 1A), vielmehr nur einen zweilagigen Aufbau (Fig. 1B).
Die zweilagige künstliche Haut (Fig. 1B) läßt sich ohne Schwierigkeiten nach folgenden Stufen a) bis f) herstellen.
a) Zunächst wird eine wäßrige Lösung von Kollagen (vorzugsweise faserförmigem Kollagen) hergestellt. Danach wird der wäßrigen Lösung ein Vernetzungsmittel zugesetzt, um eine wäßrige Lösung von Kollagen mit Vernetzungsstruktur herzustellen.
b) Die erhaltene wäßrige Lösung des vernetzten Kollagens wird geliert und in die Form der Wundkontaktschicht 2' gebracht.
c) Auf einem Teflon-Substrat u.dgl. mit Abziehoberfläche wird eine Lösung zur Bildung eines wasserdurchlässigen Films, z.B. Silikon u.dgl., entwickelt, wobei ein viskoser dünner Film entsteht.
d) Auf diesen viskosen dünnen Film wird das in Stufe b) ausgeformte vernetzte Kollagen gelegt.
e) Der viskose dünne Film wird bis zum Hartwerden getrocknet und 1 - 24 h lang unter einem Vakuum von nicht über 0,05 Torr auf 50 - 180ºC erwärmt. Hierbei wird der viskose dünne Film getrocknet und eine den Wasserdurchtritt steuernde Schicht 3 gebildet. Gleichzeitig wird die den Wasserdurchtritt steuernde Schicht 3 als ganzes an die Wundkontaktschicht 2' gebunden.
f) Das in Stufe e) erhaltene zweilagige Verbundgebilde wird dann in Gegenwart von Wasser 20 min bis 1 h auf 90 - 121ºC, vorzugsweise 90 - 121ºC, erwärmt. Hierbei wird das Kollagen mit Vernetzungsstruktur, das die gelierte Schicht 2' bildet, denaturiert und geht in die gewünschte Wundkontaktschicht 2 über. Hierbei erhält man dann eine künstliche Haut zweilagiger Struktur entsprechend Fig. 1B.
Die Denaturierung des vernetzten Kollagens kann anstatt in Stufe f) (auch) in der in Stufe b) erhaltenen Form durchgeführt werden.
Bei sämtlichen der geschilderten Verfahren läßt sich darüber hinaus eine ausgezeichnete künstliche Haut mit einem antibakteriellen Mittel herstellen, indem man in mindestens einer Stufe der Kollagenlösung zur Bildung der Wundkontaktschicht 2, dem als Trägerschicht verwendeten Fibroinfilm oder vernetzten faserförmigen Kollagenfilm oder der die Substanz zur Bildung eines wasserdurchlässigen Films enthaltenden Lösung ein antibakterielles Mittel einverleibt.

Kurze Erläuterung der Zeichnung

Die Fig. 1A und 1B zeigen im Querschnitt mehrlagige Bauweisen einer erfindungsgemäßen künstlichen Haut und Fig. 2 ist eine graphische Darstellung der Ergebnisse von Tests bezüglich der Freigabe des in der den Wasserdurchtritt steuernden Schicht der künstlichen Haut gemäß Fig. 1 einverleibten antibakteriellen Mittels.

Beste Ausführungsweise der Erfindung

Im folgenden werden anhand von Beispielen bevorzugte und praktische Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung veranschaulicht.

A. Beispiel für das für Zellen durchdringliche medizinische Material und Herstellung desselben (Beispiel 1 und 2)

Beispiel 1

1 g Atelocollagen wurde in verdünnter Salzsäure (pH-Wert: 3,0) zu einer 0,3%igen (g/v) Lösung gelöst. Die erhaltene Lösung wurde unter Rühren in einem Thermostaten bei 4ºC mit Phosphatpuffer gemischt, wobei eine Kollagenlösung mit 0,1% (g/v) Atelocollagen, 30 mM Dinatriumphosphat und 100 mM Natriumchlorid erhalten wurde. Diese Lösung wurde 1 Tag lang in einem Thermostaten bei 37ºC stehengelassen, wobei eine Lösung von faserförmigem Atelocollagen erhalten wurde. Diese Lösung wurde durch Zentrifugieren mit 5 000 U/min während 10 min eingeengt, wobei eine 0,3%ige (g/v) Lösung von faserförmigem Atelocollagen erhalten wurde. Diese Lösung wurde rasch bei -30ºC eingefroren und lyophilisiert, wobei ein Schwamm erhalten wurde. Dieser Schwamm wurde in eine 1%ige (g/v) Lösung von Hexamethylendiisocyanat in Ethanol bei Raumtemperatur 24 h lang getaucht, um eine Vernetzungsstruktur auszubilden. Nach dem Entfernen von nicht-umgesetztem Isocyanat durch Waschen mit Wasser wurde der Schwamm in einer Sterilisierflasche in destilliertes Wasser getaucht und 30 min auf 121ºC erwärmt. Weiterhin wurde er lyophilisiert und zur Herstellung eines sterilen medizinischen Materials 2 h lang im Vakuum auf 110ºC erwärmt.

Beispiel 2

Die Herstellung erfolgte entsprechend Beispiel 1. Der Schwamm mit Vernetzungsstruktur wurde in destilliertes Wasser getaucht und 30 min auf 90ºC erwärmt. Nach dem Lyophilisieren wurde der Schwamm zur Herstellung eines sterilen medizinischen Materials 2 h lang im Vakuum auf 110ºC erwärmt.

Vergleichsbeispiel 1

Die Herstellung erfolgte entsprechend Beispiel 1. Der Schwamm mit Vernetzungsstruktur wurde in destilliertes Wasser getaucht und 30 min auf 40ºC erwärmt. Nach dem Lyophilisieren wurde der Schwamm zur Herstellung eines medizinischen Materials 2 h lang im Vakuum auf 110ºC erwärmt.

Vergleichsbeispiel 2

Die Herstellung erfolgte entsprechend Beispiel 1. Der Schwamm mit Vernetzungsstruktur wurde zur Herstellung eines sterilen medizinischen Materials 2 h lang im Vakuum auf 110ºC erwärmt.

Versuch 1

Test, bei dem verschiedene medizinische Materialien subkutan eingebettet werden:
Zur Bewertung der Gewebeanpaßbarkeit wurden mit gemäß Beispielen 1 und 2 und Vergleichsbeispielen 1 und 2 erhaltenen Schwämmen Tests durchgeführt, in dem die betreffenden Schwämme Ratten subkutan eingepflanzt wurden. 1 cm x 1 cm x 1,5 mm große Schwämme der Beispiele 1 und 2 und Vergleichsbeispiele 1 und 2 wurden in die etwa 1,5 cm großen Öffnungen eines tiefen Schnitts am Rücken von Ratten eingesetzt. Die jeweilige Wunde wurde durch Vernähen mit einem fadenförmigen Nahtmaterial geschlossen. Am 7. bzw. 14. Tag wurden die Ratten getötet, worauf dorsale Hautgewebe ausgeschnitten wurden. Das Eindringen von Zellen in die Schwämme wurde nach einem üblichen Gewebeschnittverfahren bestimmt. Die Tabelle 1 zeigt die Ergebnisse. Wie aus Tabelle 1 hervorgeht, läßt sich das Eindringen von Zellen durch Erwärmen in Gegenwart von Wasser deutlich verbessern. TABELLE 1 Eindringen von Zellen in den Schwamm Prüfling Beobachtung nach Tagen Beispiel Vergleichsbeispiel Es ließ sich ein Eindringen von Neutrophilen und Monozyten in das Schwamminnere feststellen Es ließ sich kaum ein Eindringen von Zellen feststellen/eine schwache Einkapselung war zu beobachten Es ließen sich eine Granulation und eine zelluläre Infiltration beobachten Ein Eindringen in das Schwamminnere konnte nicht festgestellt werden/die Umgebung der Schwämme war von festem Bindegewebe umkapselt

Versuch 2

Zersetzung des medizinischen Materials durch Enzyme:

Die Schwämme der Beispiele 1 und 2 und Vergleichsbeispiele 1 und 2 wurden 24 h bei 37ºC in einer Lösung von 100 Einheiten von aus Bakterien stammender Kollagenase pro ml Lösung inkubiert. Im Laufe der Zeit wurde die Menge an in die Lösung eluierten Hydroxyprolins des Kollagens bestimmt. Das Zersetzungsverhältnis (%) wurde durch Vergleich der Menge an eluiertem Hydroxyprolin mit der Anfangsmenge an Hydroxyprolin des Kollagens verglichen. Die Tabelle 2 zeigt die Ergebnisse. TABELLE 2 Zersetzung der Schwämme mit Enzymen Eluierte Menge des Kollagens (%) Prüfling am Tag Beispiel Vergleichsbeispiel
Aus Tabelle 2 geht hervor, daß das erfindungsgemäße medizinische Material nahezu dieselbe Beständigkeit gegen Enzyme aufweist wie im Vergleichsbeispiel.

(B) Beispiele für künstliche Haut und Herstellung derselben (Beispiele 3 bis 5)

Beispiel 3

Herstellung einer Fibroinmatrix

Gereinigte Seide wurde in 8 M wäßriger Lithiumbromidlösung gelöst, worauf die Lösung in einen Cellophanschlauch gegossen und gegen Wasser dialysiert wurde. Nachdem sichergestellt war, daß das gesamte Lithiumbromid entfernt war, wurde die erhaltene wäßrige Fibroinlösung in ein Polystyrolgefäß gegossen, 24 h lang bei -10ºC eingefroren und bei Raumtemperatur aufgetaut. Nachdem festgestellt war, daß ein Gewirk erhalten wurde, wurde dieses lyophilisiert.

Beispiel 4

Herstellung einer künstlichen Haut

Entsprechend Beispiel 1 wurde eine 1,0%ige (g/v) Lösung von faserförmigem Atelocollagen zubereitet. Diese Lösung wurd in ein Gefäß aus nicht rostendem Stahl gegossen. Weiterhin wurde nach und nach auf diese eine gemäß Beispiel 3 erhaltene schwammartige Fibroinmatrix gelegt und schwamm auf dem oberen Teil der Lösung. Unter diesen Bedingungen wurde er (der Fobroinschwamm) rasch bei -30ºC eingefroren, dann unter einem 0,1 Torr nicht übersteigenden Vakuum in ausreichendem Maß bei -40ºC gefroren gehalten und lyophilisiert. Zur Einführung der Vernetzungsstruktur wurde der Schwamm (dann) 24 h lang in eine 1%ige (g/v) Lösung von Hexamethylendiisocyanat in Ethanol bei Raumtemperatur getaucht. Nach dem Auswaschen des nicht-umgesetzten Isocyanats mit Wasser wurde der Schwamm in einer sterilisierten Flasche in destilliertes Wasser getaucht, 20 min lang auf 121ºC erwärmt und lyphilisiert. Hierbei erhielt der Schwamm eine zweilagige Struktur aus einer Fibroinmatrix und einer denaturierten faserförmigen Atelocollagenmatrix. Anschließend wurde eine 50%ige Lösung eines Silikonklebstoffs (Silastic Typ A, Dow Corning) in Hexan mit Hilfe einer Auftragsvorrichtung zur Filmherstellung auf eine Teflonplatte appliziert. Sofort nach dem Auftragen wurde der Schwamm derart daraufgelegt, daß die Fibroinmatrix mit der Silikonseite in Kontakt gelangte. Anschließend wurde das Ganze 10 min lang bei Raumtemperatur liegen gelassen und schließlich zur Härtung in einem Ofen mindestens 1 h lang auf 60ºC erwärmt. Zum Sterilisieren wurde das Gebilde dann 2 h lang unter einem Vakuum von nicht über 0,05 Torr auf 110ºC erwärmt, wobei die gewünschte künstliche Haut erhalten wurde.

Beispiel 5

Herstellung einer künstlichen Haut mit einem antibakteriellen Mittel:

Die Herstellung erfolgte entsprechend Beispiel 4, jedoch mit folgender Ausnahme: Eine 50%ige Lösung eines Silikonklebstoffs (Silastic Typ A: Dow Corning) in Hexan mit 50 mg Silbersulfadiazin (AgSD) wurde mit Hilfe einer Auftragvorrichtung zur Filmherstellung auf eine Teflonplatte aufgetragen. Die gewünschte künstliche Haut wurde in der in Beispiel 4 geschilderten Weise hergestellt.

Claims

1. Für Zellen durchdringliches medizinisches Material, dadurch gekennzeichnet, daß es aus denaturiertem Kollagen, das durch 20- bis 60-minütiges Erwärmen von zuvor einer Vernetzungsbehandlung unterworfenem Kollagen in Gegenwart von Wasser auf 50 - 125ºC hergestellt wurde, gebildet ist.

2. Medizinisches Material nach Anspruch 1, wobei dem denaturierten Kollagen die Antigenizität aufweisende Einheit am Ende des Kollagenmoleküls fehlt.

3. Medizinisches Material nach Anspruch 1, wobei das denaturierte Kollagen 0 - 80% Helix enthält.

4. Für Zellen durchdringliches medizinisches Material, dadurch gekennzeichnet, daß es aus denaturiertem Kollagen, das durch 20- bis 60-minütiges Erwärmen von zuvor einer Vernetzungsbehandlung unterworfenem faserförmigem Kollagen in Gegenwart von Wasser auf 50 - 125ºC hergestellt wurde, gebildet ist.

5. Medizinisches Material nach Anspruch 4, wobei dem denaturierten Kollagen die Antigenizität aufweisende Einheit am Ende des Kollagenmoleküls fehlt.

6. Medizinisches Material nach Anspruch 4, wobei das denaturierte Kollagen 0 - 80% Helix enthält.

7. Medizinisches Material nach Anspruch 4, wobei dieses in Film- oder Schwammform vorliegt.

8. Verfahren zur Herstellung eines von Zellen durchdringlichen medizinischen Materials durch

a) eine Stufe, in der Kollagen einer Vernetzungsbehandlung unterworfen wird, um dem Kollagen eine Vernetzungsstruktur zu verleihen, und

b) eine Stufe, in der das Kollagen mit Vernetzungsstruktur in Gegenwart von Wasser 20 - 60 min lang auf 50 - 120ºC erwärmt wird.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei in Stufe a) als einer Vernetzungsbehandlung zu unterwerfendes Kollagen ein faserförmiges Kollagen verwendet wird.

10. Verfahren nach Anspruch 8, wobei in Stufe a) als das zu vernetzende Kollagen ein Kollagen verwendet wird, dem die Einheit mit Antigenizität am Ende des Kollagenmoleküls fehlt.

11. Verfahren nach Anspruch 8, wobei es sich bei der Vernetzungsbehandlung in Stufe a) um eine Dehydratisierungsmaßnahme unter Erwärmen handelt.

12. Verfahren nach Anspruch 8, wobei es sich bei der Vernetzungsbehandlung in Stufe a) um eine Behandlung mit einem Vernetzungsmittel handelt.

13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei die Konzentration an dem Vernetzungsmittel 0,01 bis 5% (g/v) beträgt.

14. Künstliche Haut, umfassend

eine Trägerschicht aus Fibroin;

eine auf einer Seite der Trägerschicht auflaminierte Wundkontaktschicht und

eine auf die andere Seite der Trägerschicht zur Steuerung des Wasserdurchtritts laminierte, den Wasserdurchtritt steuernde Schicht,

wobei die Wundkontaktschicht aus einem denaturierten Kollagen gebildet ist, das durch 20- bis 60-minütiges Erwärmen von zuvor einer Vernetzungsbehandlung unterworfenem Kollagen in Gegenwart von Wasser auf 50 - 125ºC hergestellt wurde.

15. Künstliche Haut nach Anspruch 14, wobei dem denaturierten Kollagen die Antigenizität aufweisende Einheit am Ende des Kollagenmoleküls fehlt.

16. Künstliche Haut nach Anspruch 14, wobei das denaturierte Kollagen durch 20- bis 60-minütiges Erwärmen von zuvor einer Vernetzungsbehandlung unterworfenem faserförmigem Kollagen in Gegenwart von Wasser auf 50 - 125ºC hergestellt wurde.

17. Künstliche Haut nach Anspruch 14, wobei die Wundkontaktschicht schwammförmig ist.

18. Künstliche Haut nach Anspruch 14, wobei das denaturierte Kollagen 0 - 80% Helix enthält.

19. Künstliche Haut nach Anspruch 14, wobei das Fibroin der Trägerschicht in in Wasser unlöslicher poröser Vliesform vorliegt.

20. Künstliche Haut nach Anspruch 14, wobei die den Wasserdurchtritt steuernde Schicht aus nicht-toxischen Materialien, ausgewählt aus Silikonharz, Polyacrylatester, Polymethacrylatester und Polyurethan, gebildet ist.

21. Künstliche Haut nach Anspruch 14, wobei die den Wasserdurchtritt steuernde Schicht einen Wasser(zu)fluß von etwa 0,1 - 1 mg/cm²/h aufweist.

22. Künstliche Haut nach Anspruch 14, wobei mindestens eine der Wundkontaktschicht, Trägerschicht und den Wasserdurchtritt steuernde Schicht ein antibakterielles Mittel enthält.

23. Künstliche Haut nach Anspruch 22, wobei das antibakterielle Mittel aus der Gruppe Silbersulfadiazin, Gentamycin und Silbernitrat ausgewählt ist.

24. Künstliche Haut, umfassend

eine Wundkontaktschicht und

eine den Wasserdurchtritt steuernde Schicht, die zur Steuerung des Wasserdurchtritts auf eine Seite der Wundkontaktschicht laminiert ist,

wobei die Wundkontaktschicht aus denaturiertem Kollagen, das durch 20- bis 60-minütiges Erwärmen eines zuvor einer Vernetzungsbehandlung unterworfenen Kollagen in Gegenwart von Wasser auf 50 - 125ºC hergestellt wurde, gebildet ist.

25. Künstliche Haut nach Anspruch 24, wobei dem denaturierten Kollagen die Antigenizität aufweisende Einheit am Ende des Kollagenmoleküls fehlt.

26. Künstliche Haut nach Anspruch 24, wobei das denaturierte Kollagen durch 20- bis 60-minütiges Erwärmen von zuvor einer Vernetzungsbehandlung unterworfenem faserförmigem Kollagen in Gegenwart von Wasser auf 50 - 125ºC hergestellt wurde.

27. Künstliche Haut nach Anspruch 24, wobei die Wundkontaktschicht schwammförmig ist.

28. Künstliche Haut nach Anspruch 24, wobei das denaturierte Kollagen 0 - 80% Helix enthält.

29. Künstliche Haut nach Anspruch 24, wobei die den Wasserdurchtritt steuernde Schicht aus nicht-toxischen Materialien, ausgewählt aus Silikonharz, Polyacrylatester, Polymethacrylatester und Polyurethan, gebildet ist.

30. Künstliche Haut nach Anspruch 24, wobei die den Wasserdurchtritt steuernde Schicht einen Wasser(zu)fluß von etwa 0,1 - 1 mg/cm²/h aufweist.

31. Künstliche Haut nach Anspruch 24, wobei mindestens eine der Wundkontaktschicht und den Wasserdurchtritt steuernde Schicht ein antibakterielles Mittel enthält.

32. Künstliche Haut nach Anspruch 31, wobei das antibakterielle Mittel aus der Gruppe Silbersulfadiazin, Gentamycin und Silbernitrat ausgewählt ist.