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fabrication^.
La présente invention concerne des prothèses vasculaires de polytétrafluoréthylène et d'un polymère hydrosoluble rendu insoluble dans l'eau.
On utilise couramment des prothèses vasculaires constituées d'un tissu tricoté ou tissé d'un polyester (par exemple, le "Dacron", nom commercial de "E.I. du.Pont de Nemours & Co. Inc.") ou de polytétrafluoréthylène ; les prothèses ayant un diamètre intérieur relativement grand sont pratiques et ont été utilisées avec beaucoup de succès. On obtient d'excellents résultats avec des prothèses vasculaires artérielles dont le diamètre intérieur est supérieur à environ 7 mm. Toutefois, peu de prothèses vasculaires ayant de petits diamètres sont cliniquement acceptables. En particulier, dans les applications veineuses, le degré de succès est inférieur à celui obtenu dans des applications artérielles.. Le débit sanguin dans les
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l'inhibition de l'adhérence des plaquettes est particulièrement importants pour empêcher la thrombose. Les prothèses vasculaires habituellement utilisées ne remplissent pas pleinement cette
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obtenus par étirage ou expansion peuvent être utilisés clinique ment comme prothèses vasculaires dans les artères et les vaine.?
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Organs, volume 19, page 38 (1973) ; Matsumoto et al., "A New Vascular Prosthesis for a Small Caliber Artery", Surgery, volume
74, page 519, (1973) et "Application of Expanded Polytetrafluoro-
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page 44 (1972), volume 2, page 262 (1973) et ibid.,
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Grafts for Replacement of the Superior and Inferior Venae Canae", The Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery, volume 67, page 774 (1974) et Brevet Belge n[deg.] 517.415].
Les résultats de ces essais cliniques sont résumés ci-après.
Lorsqu'une prothèse appropriée est implantée comme conduit dans le système artériel, les fins pores du vaisseau sont obstrués par le sang coagulé et la surface intérieure du vaisseau se recouvre d'une couche de sang coagulé. La couche de sang coagulé est constituée de fibrine et l'épaisseur de la couche varie, par exemple, suivant la matière et la structure superficielle du vaisseau sanguin. Lorsqu'on utilise un tissu. tricoté ou tissé ou encore un polyester tel que le "Dacron" ou le polytétrafluoréthylène, l'épaisseur de la couche de fibrine
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En règle générale, les prothèses vasculaires constituées de tissus tissés ou tricotés ne sont pas efficaces lorsque le diamètre intérieur est réduit.
D'autre part, les tubes de polytétrafluoréthylène qui ont été soumis à un étirage, ont une microstructure constituée de fibres très fines et de noeuds reliés l'un à l'autre par ces fibres. Le diamètre des fibres (qui varie suivant les conditions d'étirage) peut être réduit à une valeur sensiblement inférieure à celle des diamètres des fibres prévues pour les tissus tissés ou tricotés décrits ci-dessus.
Cette structure de fibres et de noeuds peut être décrite en termes de grosseur des pores, de porosité, de longueur des fibres et de dimension nodulaire. Il a été confirmé cliniquement qu'avec des tubes de polytétrafluoréthylène dont
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porosité d'environ 78 à environ 92%, des fibres d'une longueur
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viron 40 à environ 110 u ne sont pas préférées), une dimension <EMI ID=11.1>
viron 0,3 à environ 1 mm, il se produisait peu d'occlusions suite au dépôt de fibrine, tandis que l'on observe un haut degré dtou-
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Toutefois, il a été mentionné que le degré d'ouver-
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obtenir Tins prothèse vasculaire complota pour les veines. Il a été également indiqué que, lorsque la porosité d'une prothèse
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prothèse au vaisseau chas un patient a tendance à déchirer cette prothèse,
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dans les tissus conjonctifs, tandis que la couche intérieure
de fibrine s'organise après la périphérie. A ce moment, les intimas situées aux deux extrémités du vaisseau de l'hôte s'étendent vers la surface intérieure de la prothèse vasculaire, tandis que la couche de fibrine est remplacée par le tissu fibreux venant de la périphérie de la prothèse et traversant
les fins pores. Après une certaine période, la néo-intima située dans la surface intérieure vient s'assembler fermement au tissu conjonctif à la périphérie, achevant ainsi la formation d'une artère. On sait que cette période est généralement de 4 à mois. On sait également que, dans le cas d'une prothèse vasculaire implantée dans une veine, la vitesse de pénétration du tissu conjonctif à partir de la périphérie est plus lente que dans le cas des artères. Le mécanisme attendu d'une prothèse vasculaire appropriée constituée d'un tube de polytétrafluoréthylène est le suivant le tube de polytétrafluoréthylène poreux adsorbe les protéines du plasma, les plaquettes viennent adhérer aux protéines pour former des fibres de fibrine qui emprisonnent les corpuscules ou éléments figurés du sang en déposant une couche de fibrine, après quoi la couche déposée
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En conséquence, la présente invention fournit uns prothèse vasculaire ayant une structure composite constituée
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traitement en vue de le rendre insoluble dans l'eau.
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sente invention permet d'éviter la thrombose : (1) en rendant la surface hydrophobe par le polytétrafluoréthylène ayant une faible énergie superficielle et (2) en déposant le polymère hydrosoluble et rendu insoluble dans l'eau dans les pores du tube de polytétraflucréthylène afin de former une pellicule fermement liée de molécules d'eau ou en chargeant négativement
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protéines du plasma provoquant le dép8t de fibrine.
Un autre objet de la présente invention est de four-
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des tissus conjonctifs à partir de la périphérie du tube est accrue en donnant, aux porea de la surface extérieure du tube.,
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intérieure du tube et (3) on réduit l'adhérence des plaquettes et l'on diminue le degré de formation de thrombus dans la cavité afin de rendre la couche de thrombus très mince en déposant, dans les pores, le polymère hydrosoluble et rendu insoluble dans l'eau. Comparativement aux prothèses vasculaires classiques
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est mince.
Un autre objet encore de la présente invention est de fournir une prothèse vasculaire dans laquelle, grâce aux
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éléments nutritifs sont pleinement acheminés vers la néo-intima formée sur la surface intérieure du tube, empêchant ainsi une calcification de la paroi de la prothèse par dégénérescence et rétrogression au fur et à mesure que le temps passe pour augmenter finalement le degré d'ouverture après l'implantation.
On forme ce tube en étirant un tube de polytétra� fluor^éthylène dans au moins une direction, puis en soumettant
le tube ainsi étiré à un traitement thermique à une température d'au moins environ 327[deg.]C ou plus, pour former une microstructure constituée de fibres et de noeuds. On verse une solution aqueuse d'un polymère hydrosoluble dans les pores de la microstructure, puis on effectue un traitement pour rendre ce polymère insoluble dans l'eau, formant ainsi une structure composite. De la sorte, on obtient une prothèse vasculaire ayant un haut degré d'ouver-
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implantation dans un corps vivant est amincie, tandis que la cavité intérieure n'est pas occluse.
En principe, on peut adopter les procédés décrits dans la publication de Brevet Japonais n[deg.] 13560/67 et dans le
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forme tubulaire en utilisant une extrudeuse du type à piston. On étire le tube dans au moins une direction, tout en le chauf-
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sorte qu'un rétrécissement ne puisse se produire. De la sorte,
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un tube d'une plus haute résistance.
Le polymère hydrosoluble (autre matière de départ) est utilisé pour former une couche hydrophile conférant une
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Comme exemples non limitatifs d'un polymère de ce type, il y a le- polymères non ioniques" tels que l'alcool polyvinylique,
les oxydes de polyéthylène (y compris le polyéthylène-glycol), les polymères azotés tels que le polyacrylamide, la polyvinylpyrrolidone, la polyvinyl-amine et la polyéthylène-imine, de même que les polymères anioniques tels que l'acide polyacrylique et l'acide polyméthacrylique. On peut parfois utiliser des hydroxy-esters ou des carboxy=esters de cellulose, de même que des polysaccharides. Ces polymères peuvent être utilisés indi-
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hydrophile dans laquelle est adsorbée de l'eau, de même qu'une couche chargée négativement peuvent être utilisées conjointement. En outre, on peut prévoir la présence simultanée d'une couche
de polyvinyl-pyrrolidone considérée comme couche ayant une bonne
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Parmi les alcools polyvinyliques appropriés, il y a
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tate de polyvinyle, de même que les qualités commerciales d'alcool polyvinylique. Dès lors, la qualité (par exemple, le degré de polymérisation) de l'alcool polyvinylique est uniforme.
Un produit complètement saponifié d'acétate de polyvinyle a un degré de saponification d'environ 98 à 99% et un produit partiellement saponifié d'acétate de polyvinyle a un
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lique varient suivant le degré de saponification et le degré de polymérisation. Les produits partiellement saponifiés ayant
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!,eau.
De préférence, la concentration de la solution aqueuse d'alcool polyvinylique que l'on utilise pour traiter
le tube de polytétrafluoréthylène poreux, se situe entre environ 0,01 et environ 12% en poids et.si la concentration se situe
en dehors de cet intervalle, il n'y a guère d'effet appréciable ou la viscosité devient trop élevée et, dans la pratique, il est difficile de remplir les pores du tube avec la solution aqueuse du polymère. Il va sans dire que le degré de saponification, le degré de polymérisation et la concentration de l'alcool polyvinylique doivent être choisis en fonction de la porosité, de la dimension des pores, etc., du tube poreux devant être imprégné et enduit d'alcool polyvinylique.
L'oxyde de polyéthylène, le polyacrylamide et l'acide polyacrylique sont également des produits disponibles dans le commerce, tandis que l'on peut également employer des matières commerciales. Le degré désiré de polymérisation peut être choisi aisément.
La concentration d'une solution aqueuse d'un polymère
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polymérisation à la viscosité désirée en utilisant une faible concentration du polymère, tandis que l'on doit effectuer le réglage d'un polymère ayant un faible degré de polymérisation à la viscosité désirée en utilisant une haute concentration du polymère.
La viscosité de la solution aqueuse du polymère varie, non seulement suivant la concentration du polymère qui y est contenu, mais également suivant le pH, la température et la teneur en sel de la solution aqueuse., de même qu'en fonction
de la durée s'écoulant après la préparation de la solution aqueuse.
Lorsque le polymère hydrosoluble a un degré de polymérisation relativement faible, on peut le dissoudre dans un solvant organique. Par exemple, on peut dissoudre l'acide polyacrylique dans le méthanol, l'éthanol et le propanol ; on peut dissoudre l'oxyde de polyéthylène dans le trichloréthane
et le dichloréthane, tandis que l'on peut dissoudre la polyvinylpyrrolidone dans des alcools tels que le méthanol et l'éthanol, de même que dans le diméthylformamide.
Lorsque les pores du tube de polytétrafluoréthylène ont une faible dimension, les espaces poreux du tube ne peuvent être remplis avec une solution aqueuse d'un polymère hydrosoluble tel que l'alcool polyvinylique, étant donné que le tube lui-même est hydrofuge. On plonge tout d'abord le tube dans un solvant qui est soluble dans l'eau et a une tension superficielle ne dépassant pas environ 40 dynes/cm, par exemple, l'éthanol, le méthanol ou l'acétone, ou encore dans une solution aqueuse d'un
<EMI ID=38.1> aqueuse d'un polymère hydrosoluble. On peut plonger le tube
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seul côté soit immergé. Afin d'imprégner uniformément les pores
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réticulation doit. être effectuée après une période suffisante pour permettre la diffusion du polymère hydrosoluble après l'immersion. Si cette période est courte, le polymère hydrosoluble se répartit en une haute concentration à la surface du tube poreux, mais n'est présent qu'en une faible concentration dans les pores du tube. Dès lors, le tube n'est pas rendu suffisamment hydrophile. Un autre procédé en vue de répartir uniformément le polymère hydrosoluble dans les pores du tube consiste à répéter plusieurs fois le processus d'immersion dans une solution aqueuse diluée d'un polymère hydrosoluble, pour procéder ensuite à un séchage. Il a été confirmé qu'en séchant le tube poreux imprégné de la solution aqueuse, pour le mettre
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pénétrait plus aisément dans les pores du tube, tandis que la quantité du polymère hydrosoluble versé dans ces pores augmente d'environ deux fois. Les pores du tube peuvent également être imprégnés avec la solution aqueuse en faisant passer cette dernière sous pression à partir de la cavité intérieure du tube.
Le polymère hydrosoluble ainsi appliqué par imprégnation est ensuite soumis à un traitement de réticulation de façon à le rendre insoluble dans l'eau. Cette opération peut être effectuée par des techniques telles qu'un traitement: thermique, une réaction chimique telle qu'une acétalisation ou une estérification, ou encore par une réaction de réticulation provoquée par des radiations ionisantes.
L'alcool polyvinylique, l'oxyde de polyéthylène, le
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sont rendus insolubles dans l'eau en transformant les polymères en une structure à réseau réticulé à trois dimensions.
Lorsque l'alcool polyvinylique à chaîne droite est partiellement cristallisé par le traitement- thermique, une molécule d'alcool polyvinylique se sépare en une portion contenue dans les cristaux et en une portion non contenue dans ces derniers. La solubilité dans l'eau de la portion contenue dans
les cristaux est détruite tout comme si elle était réticulée chimiquement. La portion non contenue dans les cristaux reste amorphe et continue d'être hydrosoluble. Toutefois, étant donné qu'il s'agit d'une molécule d'alcool polyvinylique, elle est uniquement gonflée avec l'eau et n'est plus hydrosoluble.
Lorsqu'une réaction chimique telle qu'une acétalisation ou une estérification, ou encore une réaction de réticulation provoquée par des radiations ionisantes a lieu dans une molécule d'un polymère hydrosoluble, la molécule à chaîne droite se transforme en une molécule cyclique. Si cette réaction a lieu entre deux molécules du polymère hydrosoluble, les molécules se transforment en molécules macrocycliques. Lorsque la réaction de réticulation se poursuit et atteint de nombreuses molécules, ces dernières se transforment en une structure réti-culée à trois dimensions. En conséquence, afin que le polymère hydrosoluble devienne insoluble dans l'eau avec moins de réactions de réticulation, les polymères hydrosolubles ayant un degré supérieur de polymérisation sont plus avantageux et possèdent une plus grande aptitude au gonflement avec l'eau.
Il est essentiel que la réaction d'insolubilisation dans l'eau amorce au moins deux réactions de réticulation dans
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saires augmentant suivant- que le degré de polymérisation du polymère hydrosoluble diminue..
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un traitement final avec de l'eau chaude à une température
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Suite au traitement thermique, l'alcool polyvinylique vient adhérer intimement à la gangue du tube poreux, tandis qu'il subit également une gélification et une réticulation. A ce moment, la porosité de. la structure poreuse varie légèrement suivant la concentration de l'alcool polyvinylique appliqué par imprégnation, cependant que la grosseur des pores de la structure, en particulier, la grosseur maximale des pores ou
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une réaction chimique de l'alcool polyvinylique avec un aldéhyde en ajoutant un aldéhyde tel que le formaldéhyde ou le glyoxal, de même qu'un acide minéral à la solution aqueuse d'alcool polyvinylique.
L'insolubilisation par estérification a lieu en prévoyant la présence d'une faible quantité d'un acide minéral ou d'un alcali dans un mélange d'acide polyacrylique et d'un
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l'eau.
Lorsqu'on fait réagir un mélange d'alcool polyvinylique et d'un autre polymère hydrosoluble tel que l'acide polyacrylique avec un aldéhyde pour acétaliser l'alcool polyvinylique l'acide polyacrylique vient s'enfermer dans la chaîne moléculaire réticulée. Dans ce cas, l'acide polyacrylique ne participe pas
à la réaction de réticulation.
Cette caractéristique correspond au cas où deux polymères hydrosolubles ou plus sont simultanément présents, un
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cependant que le deuxième reste hydrosoluble et, du fait que
le deuxième polymère est enfermé dans la chaîne moléculaire du premier, l'aptitude du deuxième polymère à se diffuser librement est détruite tout comme si le deuxième polymère était également
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ionisantes comprend à la fois une réaction de réticulation du polymère hydrosoluble tel quel, de même qu'une réaction de réticulation avec le tube en polytétrafluoréthylène. L'alcool polyvinylique à l'état sec subit plus une décomposition qu'une réticulation lorsqu'il est exposé à des radiations ionisantes et, par conséquent, l'alcool polyvinylique est généralement appelé "matière plastique décomposable*'. Toutefois, on a trouvé qu'en présence d'eau, l'alcool polyvinylique subissait principalement une réaction de réticulation plutôt qu'une réaction de
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une réticulation. Il a été confirmé que la réaction de décomposition du tube de polytétrafluoréthylène était quelque peu
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pores sont imprégnés d'une solution aqueuse le mettant ainsi
à l'abri de 1'oxygène de l'air.
Dès lors, même dans le cas d'un tube de polytétrafluoréthylène poreux pouvant se décomposer à l'air, on peut former un polymère hydrosoluble réticulé et gélifié dans les pores du tube avec détérioration réduite de ce dernier lorsqu'on l'expose à des radiations ionisantes en une dose se situant entre environ 1 et environ 6 Mrads, tandis que les pores du tube sont imprégnés ou enduits d'une solution aqueuse du polymère hydrosoluble. Si la dose d'irradiation est réduite à moins d'environ 1 Mrad, la détérioration de la gangue de polytétrafluoréthylène est réduite davantage. Toutefois, la gélification et la réticulation du polymère hydrosoluble sont alors insuffisantes et le polymère reste partiellement hydrosoluble. Dès lors, le polymère hydrosoluble se dissipe progressivement, tandis que la nature hydrophile a finalement tendance à être perdue.
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décomposition du polytétrafluoréthylène est nette. On a trouvé que, suivant la présence ou l'absence d'eau au cours de la réaction de réticulation, la nature hydrophile du polymère réticulé, en particulier, la teneur en eau du polymère à l'état gonflé� variait fortement. En effectuant.l'insolubilisation par traitement thermique, même si de l'eau est initialement présente, elle s'évapore totalement au cours d'un chauffage à environ 100[deg.]C, tandis qu'une pellicule ul-tramince d'alcool polyvinylique se forma à 1* intérieur et sur la surface des pores. Un traitement thermique ultérieur à une température d'environ 150 à 220[deg.]C
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être finalement gonflé par traitement avec.de l'eau chaude à une
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Lorsque le polymère hydrosoluble est réticulé alors
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culation diffère suivant la concentration de la solution aqueuse du polymère hydrosoluble. En outre, lorsque le polymère hydrosoluble est transformé en un produit réticulé insoluble dans l'eau, le produit se transforme en un gel gonflé au maximum
avec l'eau. En conséquence, l'aptitude du produit réticulé
à gonfler avec l'eau (c'est-à-dire la teneur en eau du produit) varie fortement suivant le procédé de réticulation, même lorsqu'on <EMI ID=60.1> mêmes polymères hydrosolubles et les mêmes concentrations de solution aqueuse.
La réticulation par une réaction chimique telle qu'une acétalisation, une estérification ou une formation d'amide d'acidf ou encore par. des radiations ionisantes a lieu en présence d'eau.
Suivant différents facteurs tels que la concentration de la solution aqueuse du polymère hydrosoluble, la concentration de l'aldéhyde, la dose de radiations ionisantes, la température et la durée, un produit gélifié, gonflé et finement poreux du polymère hydrosoluble vient s'imprégner dans les pores du tube de polytétrafluoréthylène. Il est surprenant de noter que la grosseur des pores du gel gonflé microporeux varie entre environ
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teurs décrits ci-dessus. En conséquence, l'adsorption des protéines du plasma est réduite et la cavité intérieure du tube de polytétrafluoréthylène peut avoir une surface à ce point lisse qu'elle ne perturbe pas les ouvrants du flux sanguin. Le gel gonflé microporeux a une souplesse ne freinant guère la pénétration d'un fibroblaste à partir de la périphérie d'une prothèse vasculaire.
On peut obtenir une structure fibreuse davantage
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surface extérieure se différencie de la surface intérieure. La structure fibreuse microporeuse comprend des fibres et des noeuds reliés l'un à l'autre par les fibres. Le diamètre moyen des fibres sur la surface extérieure du tube est égal à au moins deux fois celui des fibres situées sur la surface intérieure
de ce tube.
Une autre structure microfibreuse préférée consiste à répartir les fibres de la surface intérieure du tube plus radialement que les fibres de la surface extérieure ; de même, les longs axes des noeuds situés sur la surface extérieure du tube peuvent être au moins deux fois plus grands que les petits axes des noeuds de la surface intérieure ou encore les pores de la surface'extérieure du tube peuvent être plus grands que ceux de la surface.intérieure.
Dans l'une ou l'autre de ces structures micro fibreuses, le diamètre des fibres et la grosseur des pores sont plus petits sur la surface intérieure que sur la surface extérieure du tube. En conséquence, après implantation dans le corps, la vitesse de pénétration des tissus conjonctifs à partir de la périphérie
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polymère hydrosoluble rendu insoluble dans l'eau, on réduit l'adhérence des plaquettes.
Afin d'obtenir une structure de ce type, on fritte le tube étiré à une température d'environ 327"C ou plus en le chauffant à partir de sa périphérie, tandis que la surface intérieure de ce tube est soumise à un refroidissement forcé.
Le refroidissement forcé de l'intérieur du tube peut être effectué en introduisant continuellement de l'air froid dans la cavité intérieure du tube ou en réduisant continuellement la pression de cette cavité. Tandis que la surface intérieure du tube est exposée continuellement de la sorte à
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polymère se trouvant sur la surface extérieure du tube est réglée à environ 327[deg.]C ou plus. La surface intérieure du tube
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fois, au cours du frittage, la température de la surface intérieure du tube doit toujours être inférieure à celle de la surface extérieure. En conséquence, les fibres se trouvant sur la surface extérieure du tube sont exposées pendant une longue période à des températures d'environ 327[deg.]C ou plus, tandis que deux ou plusieurs des fibres ayant initialement la même structure fibreuse que sur la surface intérieure (en particulier, en ce qui concerne le diamètre des fibres) subissent une coalescence et s'épaississent. Par exemple, afin de doubler le diamètre des fibres, on effectue la fusion et la coalescence de quatre fibres.
On fait varier les épaisseurs de parois de la surface extérieure et de la surface intérieure du tube en faisant varier la quantité d'air froid passant dans la cavité intérieure du tube, de même que l'apport de chaleur extérieur,
À ce moment, les dimensions des noeuds ne changent pas et, par conséquent, la grosseur des noeuds est pratiquement
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Lorsque le tube est étiré dans le sens longitudinal, puis soumis à une expansion dans le sens radial, c'est-à-dire
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un changement brusque. Lorsque le tube est étiré uniquement dans le sens longitudinal, les noeuds ont une forme ellipsoïdale
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formés dans le sens longitudinal se séparent davantage en une fraction plus petite suivant le degré d'expansion, tandis que
les fibres apparaissent à nouveau parmi les noeuds. La forme
des noeuds, de même que la longueur, le sens et le diamètre des fibres varient suivant les degré$ d'étirage dans le sens longitudinal et le sens radial. Dans l'un ou l'autre cas, il est vrai que la forme, la longueur, la dimension, etc., des fibres varient par rapport aux mêmes valeurs obtenues dans le cas d'un étirage effectué uniquement dans le sens longitudinal suivant le degré auquel le tube est soumis à une expansion dans le sens diamétral après étirage dans le sens longitudinal.
Dans une forme de réalisation de loin préférée, on soumet tout d'abord le tube à un étirage dans le sens longitudinal. puis à une expansion dans le sens radial. Avant l'expansion dans le sens radial, on chauffe la surface extérieure du tube à une température supérieure à environ 327[deg.]C, soit la température de frittage des cristaux de polytétrafluoréthylène, puis on maintient la surface intérieure du tube à une température ne dépassant pas environ 327[deg.]C. De la sorte, on peut obtenir un tube dont la surface extérieure est une structure microfibreuse étirée uniquement dans le sens longitudinal, tandis que la surface intérieure de ce tube est une structure microfibreuse soumise à un étirage biaxial par expansion dans le sens radial également.
Evidemment, on peut modifier la structure micro fibreuse de la surface antérieure et de la surface intérieure en soumettant tout d'abord le tube à une expansion dans le sens
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Suivant la présente invention et en adoptant les procédés décrits ci-dessus, les pores de ces tubes de polytétrafluoréthylène peuvent Atre remplis d'un polymère hydrosoluble,
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insoluble dans 1 [deg.] eau, Dans la forme de réalisation préférée
de 'L'invention, on obtient certains avantages en raison des différences existant dans la grosseur des pores et/ou le diamètre, la résistance ou l'orientation des fibres sur les surfaces intérieure et extérieure du tube.
En premier lieu, en procédant de la sorte, on augmente la résistance mécanique d'une prothèse vasculaire formée à partir d'un tube de polytétrafluoréthylène de ce type. Dès lors, la déchirure de la prothèse dans le sens longitudinal par la suture utilisée lors d'une opération d'implantation peut être réduite au minimum ou éliminée.
Le transport du sang peut être assuré uniquement
par la couche fibreuse se trouvant sur la surface intérieure
du tube. Toutefois, le tube doit résister à une pression sanguine de 120 mm de Hg, il ne doit pas être comprimé par le tissu fibreux élastique se développant sur la périphérie du
tube et il doit également pouvoir résister à la jonction effectuée au moment de l'opération chirurgicale.
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augmentant le nombre de fibres s'étendant perpendiculairement
au sens de la déchirure. En particulier, on observe une meilleure
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étirage et à une expansion dans deux directions en vue d'augmenter leur diamètre"
En deuxième lieu, les fibres de la surface intérieure ont un plus petit diamètra que les fibres de la surface exté-
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de la prothèse à 1 écoulement du sang, réduisant ainsi l'adhérence des plaquettes Les plaquettes qui entrent en contact
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rique et l'ion calcium. Les plaquettes forment alors un caillot;
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thrombus. Le thrombus devient une couche plus mince lorsque
la quantité de plaquettes adhérentes diminue. Lorsque la fibrine se dépose sur cette couche initiale de thrombus, son épaisseur augmente et il se produit finalement une occlusion. C'est pourquoi, afin de réduire l'épaisseur de la couche initiale de thrombus, il est essentiel d'obtenir une prothèse, vasculaire avec laquelle il ne se produit pas d'occlusion . Cet effet est plus prononcé dans les veines que dans les artères. En d'autres mots, on peut s'attendre à une réduction de l'épaisseur de la néo-intima
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-de la grosseur de la structure fibreuse de la surface extérieure <EMI ID=78.1>
<EMI ID=79.1> aisément dans une prothèse vasculaire constituée d'un tissu tissé ou tricoté de "Dacron" ou de polytétrafluoréthylène du fait que cette prothèse comporte une paroi à grosse texture. Toutefois, immédiatement après l'implantation, il se produit un écoulement de sang à travers la paroi, tandis que la couche de fibrine augmente dans la cavité intérieure de la prothèse. Si ces conditions perdurent, la prothèse subit une coagulation et finalement raie occlusion.
Les avantages de la présente invention peuvent également être obtenus dans une prothèse de polytétrafluoréthy-
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extérieure et sur sa surface intérieure, encore que la facilité de pénétration des fibroblastes à partir de la périphérie d'une telle prothèse puisse être réduite:,
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sation préférée de la présente invention, le diamètre des fibres
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fois celui des fibres de la surface intérieure, on peut réduire l'épaisseur de la couche de fibrine sur la surface intérieure
et en même temps faciliter la pénétration des fibroblastes à partir de la périphérie. En outre, les éléments nutritifs sont pleinement fournis à la néo-intima formée dans la cavité intérieure de la prothèse via les vaisseaux capillaires qui se développent d'une manière dense sur les fibroblastes pleinement développés. On peut atténuer fortement le phénomène de calcification de la prothèse résultant d'une déficience nutritive.
Llapport en éléments nutritifs dans les prothèses vasculaires pour les artères est assuré non seulement par des vaisseaux capillaires existant sur les fibroblastes ayant pénétré à partir de la périphérie, mais -également par le sang lui-même dans la cavité intérieure de la prothèse. Toutefois, dans les
<EMI ID=83.1> en éléments nutritifs à partir du sang et cet apport d'éléments nutritifs doit être assuré par les vaisseaux capillaires existant dans les fibroblastes ayant pénétré à partir de la périphérie. En conséquence, la pénétration des fibroblastes à partir de la périphérie d'une prothèse vasculaire est importante non seule-
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empêcher la calcification de la paroi de la prothèse suite à
une déficience nutritive un certain temps après l'implantation, augmentant ainsi le degré d'ouverture de la prothèse après l'opération, Cette importance est particulièrement .grande après l'opération et plus spécialement dans les prothèses veineuses*
Les prothèses doivent avoir des pores d'une dimension suffisamment réduite pour empêcher les fuites du sang en circulation à travers leurs parois et, en même temps, les pores doivent avoir une dimension suffisante pour ne pas entraver la pénétration des fibroblastes à partir de leur périphérie.
Les prothèses vasculaires de la présente invention répondent à ces conditions non seulement par suite de leurs caractéristiques poreuses telles que la porosité, la longueur
des fibres et la grosseur des pores du tube de polytétrafluoréthylène, mais également par suite de la présence , dans les pores
de ce tube, d'un polymère hydrosoluble rendu insoluble dans l'eau.
Suivant la présente invention, même dans le cas
d'une prothèse vasculaire classique constituée d'un tissu tricoté ou tissé de polytétrafluoréthylène ayant une porosité et d'autres caractéristiques permettant une fuite du sang en circulation à travers sa paroi, on peut éviter les fuites de sang en remplissant complètement les pores du tube avec un polymère hydrosoluble rendu insoluble dans l'eau sous forme d'un gel gonflé microporeux.
En outre, un fibroblaste venant de la périphérie de la prothèse peut pénétrer efficacement à travers les gels gonflés des polymères hydrosolubles, pour se développer ensuite.
Grâce aux gels gonflés d'un polymère hydrosoluble
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l'intervalle adopté jusqu'à présent pour les prothèses vasculaires, on évite l'absorption des protéines du plasma au moment du contact avec le sang grâce à l'eau adsorbée des gels gonflés ou à la charge négative de ces derniers, empêchant ainsi la formation d'une couche de fibrine, tout en conférant, par conséquent, des
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hydrosoluble rendu .insoluble dans l'eau, donne lieu à une faible occlusion vasculaire suite à un épaississement d'une couche de fibrine après une opération chirurgicale, tout en accélérant le processus de guérison des patients et en empêchant
<EMI ID=87.1>
De telles caractéristiques sont importantes non seulement en chirurgie, mais également dans l'industrie.
Les exemples suivants sont donnés afin d'illustrer la présente invention d'une manière plus détaillée. Sauf indication contraire, toutes les parties, tous les pourcentages, tous les rapports et analogues sont en poids.
Exemple 1
<EMI ID=88.1>
marque commerciale d'un produit de "Daikin Kogyo Kabushiki Kaisha",
<EMI ID=89.1>
commercial d'un produit de "Muramatsu Oil Co., Ltd., Japon). On moule ce mélange en un tube d'un diamètre intérieur de 4 mm
<EMI ID=90.1>
du type à piston. On élimine l'huile blanche du tube par extrac-
<EMI ID=91.1>
<EMI ID=92.1>
Afin d'éviter le rétrécissement, on introduit, dans le tube étiré, une barre en acier inoxydable d'un diamètre extérieur
<EMI ID=93.1>
place ce dernier dans un four à 355[deg.]C. Lorsqu'il se confirme
<EMI ID=94.1>
et on le retire de la barre en acier inoxydable. On plonge ensuite le tube dans de l'alcool isopropylique, puis dans de l'eau.
On prépare des solutions aqueuses d'alcool polyviny-
<EMI ID=95.1>
et un degré de saponification de 88 mole %) ayant respectivement une concentration de 2, 4, 6, 8 et 10% en poids. On retire le tube immergé dans l'eau et on le dépose dans chacune des solutions aqueuses d'alcool polyvinylique. On y plonge le tube pendant
au moins 30 minutes puis, par essorage, on élimine l'excès de solution aqueuse adhérente. On scelle le tube en utilisant une feuille de polyéthylène, puis on l'expose à un accélérateur de faisceaux électroniques en une dose de 6 Mrads. Le tableau 1 ci-après reprend les caractéristiques des tubes obtenus.
Tableau 1
<EMI ID=96.1>
<EMI ID=97.1>
pour former une première bulle lorsque le tube est plongé dans l'alcool isopropylique et qu'une pression est appliquée par la
<EMI ID=98.1>
barbotage est en relation avec la grosseur maximale des pores d'un corps poreux et, plus la dimension maximale des pores est faible, plus le point de barbotage est élevé. Dès lors, la grosseur maximale des pores de la prothèse vasculaire est plus faible lorsque la concentration d'alcool polyvinyliqueest plus élevée et, par conséquent, le tube a une surface plus lisse en tant que prothèse vasculaire.
Le pourcentage de récupération d'eau est le pourcentage de gain de poids du tube lorsque ce dernier est chauffé à
150[deg.]C pendant 30 minutes pour en évaporer complètement l'eau et lorsqu'il est ensuite à nouveau plongé dans l'eau à 20[deg.]C, ce
<EMI ID=99.1>
La teneur en eau est en relation avec la quantité de molécules d'eau fixées fermement à l'alcool polyvinylique et, par consé-quent, elle est en corrélation avec la quantité de protéines de plasma adsorbées.
Exemple 2
On extrade le même mélange que celui décrit à
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<EMI ID=101.1>
du tube par extraction avec du trichloréthylène., Ensuite, on
<EMI ID=102.1>
<EMI ID=103.1>
extrémités avant et arrière, puis on enroule le tube à une
<EMI ID=104.1>
à 3 fois sa longueur initiale.
Ensuite, on charge le tube étiré à une vitesse de
<EMI ID=105.1>
(longueur : 15 cm) de façon à réduire la pression régnant autour de la périphérie du tube. En réduisant lp pression à environ
10-20 torr en utilisant ce dispositif, le diamètre intérieur
du tube augmente de 3 à 4,3 mm.
Lorsqu'on plonge le tube obtenu dans de l'alcool isopropylique et lorsqu'on applique une pression par la cavité interne du tube, ce dernier acquiert un point de barbotage de 0,31 kg/cm2. Lorsqu'on retourne le tube sens dessus dessous, il a un point de barbotage de 0,26 kg/cm2, ce qui signifie que les grosseurs maximales des pores de la surface extérieure et de la surface intérieure sont différentes.
On prépare des solutions aqueuses mixtes d'alcool
<EMI ID=106.1>
et d'acide polyacrylique (poids moléculaire : environ 200.000) dans les concentrations indiquées au tableau 2 ci-après. On force chacune des solutions dans la cavité intérieure du tube sous une pression de 3 kg/cm2. La solution aqueuse mixte suinte de toute la surface du tube. Après lavage, par frottement, on élimine l'excès de la solution aqueuse mixte se trouvant sur la surface extérieure du tube. On plonge ensuite le tube pendant deux minutes dans un bain de glyoxal, puis on le chauffe à 100[deg.]C pendant 20 secondes et ensuite, on le lave avec de l'eau. On prépare le bain de glyoxal utilisé en ajoutant 2 parties en poids d'acide sulfurique et 0,5 partie en poids de sulfate de sodium
à une solution aqueuse de glyoxal ayant une concentration d'environ 40% en poids
Les tubes obtenus présentent les caractéristiques indiquées dans le tableau 2 ci-après.
Tableau 2
<EMI ID=107.1>
Lorsque la concentration de la solution aqueuse augmente, le point de barbotage du tube a également tendance à s'élever, tandis que le diamètre intérieur du tube diminue quelque peu.
La résistance à la déchirure de la paroi du tube
<EMI ID=108.1>
d'une opération de jonction effectuée en utilisant une sature.
Diaprés les résultats ci-dessus, on constate que les tubes suivant la présente invention ont une résistance à la déchirure
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tion aqueuse d'acide polyacrylique manifestent une réaction de neutralisation dans une solution aqueuse d'hydroxyde de potassium, tandis que les groupes carboxy dissociés sont chargés négativement.
Exemple
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<EMI ID=114.1>
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Les tubes obtenus ont un point de barbotage de 0,32 kg/cm2 (à une concentration de 3%) et de 0,40 kg/cm2 (à une
<EMI ID=116.1>
de 200 g/couche (à une concentration de 3%) et de 230 g/couche (à une concentration de 6%).
Exemple
<EMI ID=117.1>
<EMI ID=118.1> <EMI ID=119.1>
cm3.
Exemple 5
Dans le même type de tube que celui décrit à l'exem-
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<EMI ID=121.1>
le tube' pendant 10 minutes dans un four à l80[deg.]C et on le traite
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Lorsqu'on traite le tube avec une solution aqueuse
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vinylique en le soumettant à un traitement thermique dans les mêmes conditions, le tube obtenu a une teneur en eau de 120%.
<EMI ID=125.1>
se référant à certaines de ses formes de réalisation spécifique-;. l'homme de métier comprendra que diverses modifications peuvent y être apportées sans se départir de son esprit et de son cadre.
<EMI ID = 1.1>
manufacture ^.
The present invention relates to vascular prostheses of polytetrafluoroethylene and a water-soluble polymer made insoluble in water.
Commonly used are vascular prostheses made of a knitted or woven fabric of a polyester (eg, "Dacron", trade name of "E.I. du.Pont de Nemours & Co. Inc.") or polytetrafluoroethylene; prostheses having a relatively large inner diameter are practical and have been used with great success. Excellent results are obtained with arterial vascular prostheses with an internal diameter greater than about 7 mm. However, few vascular prostheses with small diameters are clinically acceptable. In particular, in venous applications, the degree of success is lower than that obtained in arterial applications. Blood flow in the
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inhibition of platelet adhesion is particularly important in preventing thrombosis. Usually used vascular prostheses do not fully fulfill this
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obtained by stretching or expansion can be used clinically as vascular prostheses in arteries and in vain.
<EMI ID = 4.1>
Organs, volume 19, page 38 (1973); Matsumoto et al., "A New Vascular Prosthesis for a Small Caliber Artery", Surgery, volume
74, page 519, (1973) and "Application of Expanded Polytetrafluoro-
<EMI ID = 5.1>
page 44 (1972), volume 2, page 262 (1973) and ibid.,
<EMI ID = 6.1>
Grafts for Replacement of the Superior and Inferior Venae Canae ", The Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery, volume 67, page 774 (1974) and Belgian Patent n [deg.] 517.415].
The results of these clinical trials are summarized below.
When a suitable prosthesis is implanted as a conduit into the arterial system, the fine pores of the vessel become clogged with coagulated blood and the interior surface of the vessel becomes covered with a layer of coagulated blood. The coagulated blood layer is made of fibrin and the thickness of the layer varies, for example, depending on the material and surface structure of the blood vessel. When using a fabric. knitted or woven or even a polyester such as "Dacron" or polytetrafluoroethylene, the thickness of the fibrin layer
<EMI ID = 7.1>
Generally, vascular prostheses made of woven or knitted fabrics are not effective when the inner diameter is reduced.
On the other hand, the polytetrafluoroethylene tubes which have been subjected to stretching have a microstructure made up of very fine fibers and of nodes connected to each other by these fibers. The diameter of the fibers (which varies according to the drawing conditions) can be reduced to a value substantially less than that of the diameters of the fibers intended for the woven or knitted fabrics described above.
This fiber and knot structure can be described in terms of pore size, porosity, fiber length and nodular size. It has been clinically confirmed that with polytetrafluoroethylene tubing which
<EMI ID = 8.1>
<EMI ID = 9.1>
porosity of about 78 to about 92%, fibers of a length
<EMI ID = 10.1>
around 40 to around 110 u are not preferred), one dimension <EMI ID = 11.1>
around 0.3 to about 1 mm, there was little occlusion following fibrin deposition, while a high degree of
<EMI ID = 12.1>
However, it was mentioned that the degree of openness
<EMI ID = 13.1>
get Tins vascular prosthesis plotted for the veins. It has also been indicated that when the porosity of a prosthesis
<EMI ID = 14.1>
prosthesis to the vessel after a patient tends to tear this prosthesis,
<EMI ID = 15.1>
in connective tissue, while the inner layer
of fibrin is organized after the periphery. At this time, the intima located at both ends of the host vessel extend to the interior surface of the prosthesis, while the fibrin layer is replaced by the fibrous tissue coming from the periphery of the prosthesis and passing through
fine pores. After a certain period of time, the neointima located in the inner surface comes to assemble firmly with the connective tissue at the periphery, thus completing the formation of an artery. We know that this period is generally 4 to months. It is also known that, in the case of a vascular prosthesis implanted in a vein, the rate of penetration of the connective tissue from the periphery is slower than in the case of the arteries. The expected mechanism of a suitable vascular prosthesis consisting of a polytetrafluoroethylene tube is the following: the porous polytetrafluoroethylene tube adsorbs the proteins of the plasma, the platelets adhere to the proteins to form fibrin fibers which trap the corpuscles or figured elements of the blood by depositing a layer of fibrin, after which the deposited layer
<EMI ID = 16.1>
Accordingly, the present invention provides a vascular prosthesis having a composite structure consisting of
<EMI ID = 17.1>
treatment to make it insoluble in water.
<EMI ID = 18.1>
This invention makes it possible to avoid thrombosis: (1) by making the surface hydrophobic with polytetrafluoroethylene having low surface energy and (2) by depositing the water-soluble polymer and made insoluble in water in the pores of the polytetraflucretethylene tube in order to forming a tightly bound film of water molecules or negatively charging
<EMI ID = 19.1>
plasma proteins causing fibrin deposition.
Another object of the present invention is to provide
<EMI ID = 20.1>
<EMI ID = 21.1>
connective tissue from the periphery of the tube is increased by giving, to the porea of the outer surface of the tube.,
<EMI ID = 22.1> <EMI ID = 23.1>
inside the tube and (3) the adhesion of the platelets is reduced and the degree of thrombus formation in the cavity is reduced in order to make the thrombus layer very thin by depositing, in the pores, the water-soluble polymer and made insoluble in water. Compared to conventional vascular prostheses
<EMI ID = 24.1>
is thin.
Yet another object of the present invention is to provide a vascular prosthesis in which, thanks to the
<EMI ID = 25.1>
nutrients are fully transported to the neointima formed on the inner surface of the tube, thus preventing calcification of the prosthesis wall by degeneration and retrogression as time passes to finally increase the degree of opening after implantation.
This tube is formed by stretching a polytetra tube. fluorine ^ ethylene in at least one direction, then subjecting
the tube thus stretched to a heat treatment at a temperature of at least about 327 [deg.] C or more, to form a microstructure consisting of fibers and knots. An aqueous solution of a water-soluble polymer is poured into the pores of the microstructure, followed by a treatment to render this polymer insoluble in water, thereby forming a composite structure. In this way, a vascular prosthesis having a high degree of openness is obtained.
<EMI ID = 26.1>
implantation in a living body is thinned, while the interior cavity is not occluded.
In principle, the methods described in Japanese Patent Publication No. 13560/67 and in
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tubular shape using a piston type extruder. The tube is stretched in at least one direction, while heating it
<EMI ID = 28.1>
so that shrinkage cannot occur. In this way,
<EMI ID = 29.1>
a tube of higher resistance.
The water soluble polymer (another starting material) is used to form a hydrophilic layer imparting a
<EMI ID = 30.1>
As non-limiting examples of a polymer of this type, there are nonionic polymers such as polyvinyl alcohol,
polyethylene oxides (including polyethylene glycol), nitrogenous polymers such as polyacrylamide, polyvinylpyrrolidone, polyvinyl amine and polyethylene imine, as well as anionic polymers such as polyacrylic acid and acid polymethacrylic. It is sometimes possible to use hydroxy esters or carboxy = esters of cellulose, as well as polysaccharides. These polymers can be used indi-
<EMI ID = 31.1>
hydrophilic in which water is adsorbed, as well as a negatively charged layer can be used together. In addition, the simultaneous presence of a layer
of polyvinyl-pyrrolidone considered as a layer having a good
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Among the suitable polyvinyl alcohols there are
<EMI ID = 33.1>
polyvinyl tate, as well as commercial grades of polyvinyl alcohol. Therefore, the quality (eg, degree of polymerization) of polyvinyl alcohol is uniform.
A fully saponified product of polyvinyl acetate has a degree of saponification of about 98-99% and a partially saponified product of polyvinyl acetate has a
<EMI ID = 34.1>
lique vary according to the degree of saponification and the degree of polymerization. Partially saponified products having
<EMI ID = 35.1>
!,water.
Preferably, the concentration of the aqueous solution of polyvinyl alcohol which is used to treat
porous polytetrafluoroethylene tubing, is between about 0.01 and about 12% by weight and. if the concentration is
outside this range there is little appreciable effect or the viscosity becomes too high and in practice it is difficult to fill the pores of the tube with the aqueous solution of the polymer. It goes without saying that the degree of saponification, the degree of polymerization and the concentration of polyvinyl alcohol should be selected depending on the porosity, pore size, etc., of the porous tube to be impregnated and coated with. polyvinyl alcohol.
Polyethylene oxide, polyacrylamide and polyacrylic acid are also commercially available products, while commercial materials can also be employed. The desired degree of polymerization can be easily chosen.
The concentration of an aqueous solution of a polymer
<EMI ID = 36.1>
<EMI ID = 37.1>
polymerization to the desired viscosity using a low concentration of the polymer, while adjustment of a polymer having a low degree of polymerization to the desired viscosity should be made using a high concentration of the polymer.
The viscosity of the aqueous solution of the polymer varies, not only depending on the concentration of the polymer contained therein, but also depending on the pH, temperature and salt content of the aqueous solution.
the time elapsing after the aqueous solution has been prepared.
When the water-soluble polymer has a relatively low degree of polymerization, it can be dissolved in an organic solvent. For example, polyacrylic acid can be dissolved in methanol, ethanol and propanol; polyethylene oxide can be dissolved in trichloroethane
and dichloroethane, while polyvinylpyrrolidone can be dissolved in alcohols such as methanol and ethanol, as well as in dimethylformamide.
When the pores of the polytetrafluoroethylene tube are small, the pore spaces of the tube cannot be filled with an aqueous solution of a water soluble polymer such as polyvinyl alcohol, since the tube itself is water repellent. The tube is first immersed in a solvent which is soluble in water and has a surface tension not exceeding about 40 dynes / cm, for example, ethanol, methanol or acetone, or alternatively in a aqueous solution of a
<EMI ID = 38.1> aqueous solution of a water soluble polymer. We can immerse the tube
<EMI ID = 39.1>
only side is submerged. In order to uniformly impregnate the pores
<EMI ID = 40.1>
crosslinking must. be carried out after a sufficient period to allow diffusion of the water-soluble polymer after immersion. If this period is short, the water soluble polymer will distribute in a high concentration on the surface of the porous tube, but is only present in a low concentration in the pores of the tube. Consequently, the tube is not made sufficiently hydrophilic. Another method of uniformly distributing the water-soluble polymer in the pores of the tube is to repeat the process of immersing in a dilute aqueous solution of a water-soluble polymer several times, followed by drying. It was confirmed that by drying the porous tube impregnated with the aqueous solution, to put it
<EMI ID = 41.1>
penetrated more easily into the pores of the tube, while the amount of the water-soluble polymer poured into these pores increased about twice. The pores of the tube can also be impregnated with the aqueous solution by passing the latter under pressure from the interior cavity of the tube.
The water-soluble polymer thus applied by impregnation is then subjected to a crosslinking treatment so as to make it insoluble in water. This operation can be carried out by techniques such as a heat treatment, a chemical reaction such as acetalization or esterification, or else by a crosslinking reaction caused by ionizing radiation.
Polyvinyl alcohol, polyethylene oxide,
<EMI ID = 42.1>
are made insoluble in water by transforming the polymers into a three-dimensional crosslinked network structure.
When the straight chain polyvinyl alcohol is partially crystallized by the heat treatment, a polyvinyl alcohol molecule separates into a portion contained in the crystals and a portion not contained in the crystals. The solubility in water of the portion contained in
the crystals is destroyed just as if it were chemically crosslinked. The portion not contained in the crystals remains amorphous and continues to be water soluble. However, since it is a polyvinyl alcohol molecule, it is only swollen with water and is no longer soluble in water.
When a chemical reaction such as acetalization or esterification, or a crosslinking reaction caused by ionizing radiation takes place in a molecule of a water-soluble polymer, the straight chain molecule turns into a cyclic molecule. If this reaction takes place between two molecules of the water-soluble polymer, the molecules transform into macrocyclic molecules. When the crosslinking reaction continues and reaches many molecules, they transform into a three-dimensional crosslinking structure. Accordingly, in order for the water-soluble polymer to become insoluble in water with less crosslinking reactions, the water-soluble polymers having a higher degree of polymerization are more advantageous and have greater swellability with water.
It is essential that the water insolubilization reaction initiates at least two crosslinking reactions in
<EMI ID = 43.1>
increasing as the degree of polymerization of the water-soluble polymer decreases.
<EMI ID = 44.1>
a final treatment with hot water at a temperature
<EMI ID = 45.1>
Following the heat treatment, the polyvinyl alcohol adheres intimately to the matrix of the porous tube, while it also undergoes gelation and crosslinking. At this time, the porosity of. the pore structure varies slightly depending on the concentration of polyvinyl alcohol applied by impregnation, while the size of the pores of the structure, in particular, the maximum size of the pores or
<EMI ID = 46.1>
<EMI ID = 47.1>
a chemical reaction of polyvinyl alcohol with an aldehyde by adding an aldehyde such as formaldehyde or glyoxal, as well as a mineral acid to the aqueous solution of polyvinyl alcohol.
Insolubilization by esterification takes place by providing for the presence of a small amount of a mineral acid or an alkali in a mixture of polyacrylic acid and a
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<EMI ID = 49.1>
the water.
When a mixture of polyvinyl alcohol and another water-soluble polymer such as polyacrylic acid is reacted with an aldehyde to acetalize polyvinyl alcohol, the polyacrylic acid becomes locked into the crosslinked molecular chain. In this case, polyacrylic acid does not participate
to the crosslinking reaction.
This characteristic corresponds to the case where two or more water-soluble polymers are simultaneously present, a
<EMI ID = 50.1>
however that the second remains water soluble and, because
the second polymer is enclosed in the molecular chain of the first, the ability of the second polymer to diffuse freely is destroyed just as if the second polymer were also
<EMI ID = 51.1>
<EMI ID = 52.1>
ionizing comprises both a crosslinking reaction of the water-soluble polymer as it is, as well as a crosslinking reaction with the polytetrafluoroethylene tube. Polyvinyl alcohol in the dry state undergoes more decomposition than crosslinking when exposed to ionizing radiation, and therefore polyvinyl alcohol is generally referred to as "decomposable plastic." However, it has been found that in the presence of water, polyvinyl alcohol primarily underwent a crosslinking reaction rather than a
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crosslinking. It was confirmed that the decomposition reaction of the polytetrafluoroethylene tube was somewhat
<EMI ID = 54.1>
pores are impregnated with an aqueous solution thus putting it
shielded from the oxygen of the air.
Therefore, even in the case of a porous polytetrafluoroethylene tube which can decompose in air, a crosslinked and gelled water-soluble polymer can be formed in the pores of the tube with reduced deterioration of the latter when exposed to high temperatures. ionizing radiation in a dose of between about 1 and about 6 Mrads, while the pores of the tube are impregnated or coated with an aqueous solution of the water-soluble polymer. If the irradiation dose is reduced to less than about 1 Mrad, the deterioration of the polytetrafluoroethylene matrix is further reduced. However, the gelation and the crosslinking of the water-soluble polymer are then insufficient and the polymer remains partially water-soluble. Hence, the water soluble polymer gradually dissipates, while the hydrophilic nature eventually tends to be lost.
<EMI ID = 55.1>
decomposition of polytetrafluoroethylene is clear. It has been found that depending on the presence or absence of water during the crosslinking reaction, the hydrophilic nature of the crosslinked polymer, in particular, the water content of the swollen polymer. varied greatly. By performing the insolubilization by heat treatment, even though water is initially present, it will evaporate completely on heating to about 100 [deg.] C, while an ultra thin film of polyvinyl alcohol formed inside and on the surface of the pores. Subsequent heat treatment at a temperature of about 150 to 220 [deg.] C
<EMI ID = 56.1>
<EMI ID = 57.1>
be eventually inflated by treatment with hot water to a
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When the water-soluble polymer is crosslinked then
<EMI ID = 59.1>
culation differs depending on the concentration of the aqueous solution of the water-soluble polymer. Further, when the water soluble polymer is transformed into a water insoluble crosslinked product, the product turns into a maximally swollen gel.
with water. Accordingly, the suitability of the crosslinked product
swelling with water (i.e. the water content of the product) varies greatly depending on the crosslinking process, even when <EMI ID = 60.1> the same water-soluble polymers and the same concentrations of aqueous solution.
Crosslinking by a chemical reaction such as acetalization, esterification or formation of acidf amide or else by. ionizing radiation takes place in the presence of water.
Depending on various factors such as the concentration of the aqueous solution of the water-soluble polymer, the concentration of the aldehyde, the dose of ionizing radiation, the temperature and the duration, a gelled, swollen and finely porous product of the water-soluble polymer becomes impregnated in the pores of the polytetrafluoroethylene tube. It is surprising to note that the pore size of the swollen microporous gel varies between approximately
<EMI ID = 61.1>
teurs described above. As a result, adsorption of plasma proteins is reduced and the inner cavity of the polytetrafluoroethylene tube can have such a smooth surface that it does not disturb the openings of the blood flow. The swollen microporous gel has a flexibility which hardly inhibits the penetration of a fibroblast from the periphery of a vascular prosthesis.
A more fibrous structure can be obtained
<EMI ID = 62.1>
outer surface differs from the inner surface. The microporous fibrous structure includes fibers and nodes connected to each other by the fibers. The average diameter of fibers on the outer surface of the tube is at least twice that of fibers on the inner surface
of this tube.
Another preferred microfibrous structure is to distribute the fibers of the inner surface of the tube more radially than the fibers of the outer surface; likewise, the long axes of the nodes on the outer surface of the tube may be at least twice as large as the small axes of the nodes on the inner surface or the pores on the outer surface of the tube may be larger than those of the interior surface.
In either of these microfibrous structures, the fiber diameter and pore size are smaller on the inner surface than on the outer surface of the tube. As a result, after implantation in the body, the rate of penetration of connective tissues from the periphery
<EMI ID = 63.1>
water-soluble polymer made insoluble in water, the adhesion of platelets is reduced.
In order to obtain such a structure, the stretched tube is sintered at a temperature of about 327 ° C or higher by heating it from its periphery, while the inner surface of this tube is subjected to forced cooling.
Forced cooling of the interior of the tube can be accomplished by continuously introducing cold air into the interior cavity of the tube or by continuously reducing the pressure therein. While the inner surface of the tube is thus continuously exposed to
<EMI ID = 64.1>
polymer on the outer surface of the tube is set to about 327 [deg.] C or higher. The inner surface of the tube
<EMI ID = 65.1>
However, during sintering, the temperature of the inner surface of the tube should always be lower than that of the outer surface. As a result, the fibers on the outer surface of the tube are exposed for a long time to temperatures of about 327 [deg.] C or higher, while two or more of the fibers initially having the same fibrous structure as on the inner surface (in particular, with respect to the diameter of the fibers) coalesce and thicken. For example, in order to double the diameter of the fibers, the fusion and coalescence of four fibers is carried out.
The wall thicknesses of the outer surface and the inner surface of the tube are varied by varying the quantity of cold air passing through the inner cavity of the tube, as well as the external heat input,
At this time, the dimensions of the knots do not change and, therefore, the size of the knots is practically
<EMI ID = 66.1>
When the tube is stretched in the longitudinal direction, then subjected to expansion in the radial direction, i.e.
<EMI ID = 67.1>
a sudden change. When the tube is stretched only in the longitudinal direction, the nodes have an ellipsoidal shape
<EMI ID = 68.1>
formed in the longitudinal direction further separate into a smaller fraction depending on the degree of expansion, while
the fibers appear again among the nodes. The form
knots, as well as the length, direction and diameter of the fibers vary with the degree of stretch in the longitudinal direction and the radial direction. In either case, it is true that the shape, length, dimension, etc., of the fibers vary with respect to the same values obtained in the case of stretching carried out only in the longitudinal direction according to the degree to which the tube is subjected to expansion in the diametral direction after stretching in the longitudinal direction.
In a most preferred embodiment, the tube is first subjected to stretching in the longitudinal direction. then to an expansion in the radial direction. Before expansion in the radial direction, the outer surface of the tube is heated to a temperature greater than about 327 [deg.] C, which is the sintering temperature of the polytetrafluoroethylene crystals, then the inner surface of the tube is maintained at a temperature not exceeding about 327 [deg.] C. In this way, one can obtain a tube whose outer surface is a microfibrous structure stretched only in the longitudinal direction, while the inner surface of this tube is a microfibrous structure subjected to biaxial stretching by expansion in the radial direction as well.
Obviously, the microfibrous structure of the anterior surface and the interior surface can be modified by first subjecting the tube to expansion in the direction.
<EMI ID = 69.1>
According to the present invention and by adopting the methods described above, the pores of these polytetrafluoroethylene tubes can be filled with a water-soluble polymer,
<EMI ID = 70.1>
insoluble in 1 [deg.] water, In the preferred embodiment
Of the invention, certain advantages are obtained due to the differences existing in the pore size and / or the diameter, strength or orientation of fibers on the inner and outer surfaces of the tube.
In the first place, by proceeding in this way, the mechanical resistance of a vascular prosthesis formed from a polytetrafluoroethylene tube of this type is increased. Therefore, the tear of the prosthesis in the longitudinal direction by the suture used in an implantation operation can be minimized or eliminated.
Blood transport can only be provided
by the fibrous layer on the inner surface
of the tube. However, the tube must withstand a blood pressure of 120 mm Hg, it must not be compressed by the elastic fibrous tissue growing on the periphery of the
tube and it must also be able to withstand the junction made at the time of surgery.
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increasing the number of fibers extending perpendicularly
in the sense of the tear. In particular, we observe a better
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stretching and expanding in two directions in order to increase their diameter "
Second, the fibers of the inner surface have a smaller diameter than the fibers of the outer surface.
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of the prosthesis to 1 blood flow, thus reducing the adhesion of the platelets The platelets which come into contact
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risk and calcium ion. The platelets then form a clot;
<EMI ID = 75.1>
thrombus. The thrombus becomes a thinner layer when
the quantity of adherent platelets decreases. When fibrin settles on this initial thrombus layer, its thickness increases and eventually occlusion occurs. Therefore, in order to reduce the thickness of the initial thrombus layer, it is essential to obtain a vascular prosthesis with which no occlusion occurs. This effect is more pronounced in the veins than in the arteries. In other words, we can expect a reduction in the thickness of the neointima.
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-the size of the fibrous structure of the outer surface <EMI ID = 78.1>
<EMI ID = 79.1> readily in a vascular prosthesis made from a woven or knitted fabric of "Dacron" or polytetrafluoroethylene because this prosthesis has a coarse textured wall. However, immediately after implantation, blood flows through the wall as the fibrin layer increases in the interior cavity of the prosthesis. If these conditions persist, the prosthesis undergoes coagulation and finally occlusion.
The advantages of the present invention can also be obtained in a prosthesis of polytetrafluorethy-
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exterior and on its interior surface, although the ease of penetration of fibroblasts from the periphery of such a prosthesis may be reduced :,
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preferred position of the present invention, the diameter of the fibers
<EMI ID = 82.1>
times that of the fibers of the inner surface, the thickness of the fibrin layer on the inner surface can be reduced
and at the same time facilitate the penetration of fibroblasts from the periphery. In addition, the nutrients are fully supplied to the neointima formed in the interior cavity of the prosthesis via the capillaries which grow densely on the fully developed fibroblasts. The phenomenon of calcification of the prosthesis resulting from a nutritional deficiency can be greatly reduced.
The supply of nutrients in the vascular prostheses for the arteries is ensured not only by capillaries existing on the fibroblasts which have entered from the periphery, but also by the blood itself in the interior cavity of the prosthesis. However, in
<EMI ID = 83.1> of nutrients from the blood and this nutrient supply must be ensured by the capillaries existing in the fibroblasts which have entered from the periphery. Consequently, the penetration of fibroblasts from the periphery of a vascular prosthesis is important not only.
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prevent calcification of the wall of the prosthesis following
a nutrient deficiency some time after implantation, thus increasing the degree of opening of the prosthesis after the operation, This importance is particularly great after the operation and more especially in venous prostheses *
Prostheses must have pores of a sufficiently small size to prevent leakage of blood circulating through their walls and, at the same time, the pores must be of sufficient size so as not to impede the penetration of fibroblasts from their periphery. .
The vascular prostheses of the present invention meet these conditions not only because of their porous characteristics such as porosity, length
fibers and the size of the pores of the polytetrafluoroethylene tube, but also as a result of the presence, in the pores
of this tube, of a water-soluble polymer made insoluble in water.
According to the present invention, even in the case
of a conventional vascular prosthesis made of a knitted or woven fabric of polytetrafluoroethylene having porosity and other characteristics allowing leakage of circulating blood through its wall, blood leakage can be avoided by completely filling the pores of the tube with a water-soluble polymer made insoluble in water in the form of a swollen microporous gel.
In addition, a fibroblast from the periphery of the prosthesis can effectively penetrate through the swollen gels of the water-soluble polymers, and then grow.
Thanks to the gels swollen with a water-soluble polymer
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the interval adopted until now for vascular prostheses, the absorption of plasma proteins at the time of contact with the blood is avoided thanks to the water adsorbed from the swollen gels or to the negative charge of the latter, thus preventing the formation of a fibrin layer, while thus imparting
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water soluble made water insoluble, results in low vascular occlusion due to thickening of a fibrin layer after surgery, while speeding up the healing process of patients and preventing
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Such characteristics are important not only in surgery, but also in industry.
The following examples are given in order to illustrate the present invention in more detail. Unless otherwise indicated, all parts, percentages, ratios and the like are by weight.
Example 1
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trademark of a product of "Daikin Kogyo Kabushiki Kaisha",
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(a product of "Muramatsu Oil Co., Ltd., Japan). This mixture is molded into a tube with an inner diameter of 4 mm.
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piston type. The white oil is removed from the tube by extrac-
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<EMI ID = 92.1>
In order to avoid shrinkage, a stainless steel bar with an outside diameter is introduced into the drawn tube.
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place the latter in an oven at 355 [deg.] C. When it is confirmed
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and removed from the stainless steel bar. The tube is then immersed in isopropyl alcohol, then in water.
Aqueous solutions of polyvinyl alcohol are prepared.
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and a degree of saponification of 88 mole%) having a concentration of 2, 4, 6, 8 and 10% by weight, respectively. The tube submerged in water is removed and placed in each of the aqueous solutions of polyvinyl alcohol. We immerse the tube in it for
at least 30 minutes and then, by draining, the excess adherent aqueous solution is removed. The tube was sealed using polyethylene foil and then exposed to an electron beam accelerator at a dose of 6 Mrads. Table 1 below shows the characteristics of the tubes obtained.
Table 1
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to form a first bubble when the tube is immersed in isopropyl alcohol and pressure is applied by the
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bubbling relates to the maximum pore size of a porous body and the smaller the maximum pore size, the higher the bubbling point. Therefore, the maximum pore size of the vascular prosthesis is smaller when the concentration of polyvinyl alcohol is higher and, therefore, the tube has a smoother surface as a vascular prosthesis.
The percentage of water recovery is the percentage of weight gain of the tube when the tube is heated to
150 [deg.] C for 30 minutes to completely evaporate the water and when it is then again immersed in water at 20 [deg.] C, this
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The water content is related to the amount of water molecules firmly attached to the polyvinyl alcohol, and therefore it is related to the amount of adsorbed plasma proteins.
Example 2
We extract the same mixture as that described in
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tube by extraction with trichlorethylene., Then,
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front and rear ends, then the tube is wound at a
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to 3 times its original length.
Then the stretched tube is loaded at a speed of
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(length: 15 cm) so as to reduce the pressure around the periphery of the tube. By reducing lp pressure to about
10-20 torr using this device, the inner diameter
of the tube increases from 3 to 4.3 mm.
When the tube obtained is immersed in isopropyl alcohol and when pressure is applied through the internal cavity of the tube, the latter acquires a bubbling point of 0.31 kg / cm2. When the tube is turned upside down, it has a bubbling point of 0.26 kg / cm2, which means that the maximum pore sizes of the outer surface and the inner surface are different.
Mixed aqueous solutions of alcohol are prepared
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and polyacrylic acid (molecular weight: approximately 200,000) in the concentrations indicated in Table 2 below. Each of the solutions is forced into the interior cavity of the tube under a pressure of 3 kg / cm2. The mixed aqueous solution oozes from the entire surface of the tube. After washing, by rubbing, the excess of the mixed aqueous solution on the outer surface of the tube is removed. The tube is then immersed for two minutes in a bath of glyoxal, then heated to 100 [deg.] C for 20 seconds and then washed with water. The glyoxal bath used is prepared by adding 2 parts by weight of sulfuric acid and 0.5 part by weight of sodium sulfate
to an aqueous solution of glyoxal having a concentration of about 40% by weight
The tubes obtained exhibit the characteristics indicated in Table 2 below.
Table 2
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As the concentration of the aqueous solution increases, the bubbling point of the tube also tends to increase, while the inside diameter of the tube decreases somewhat.
Tear resistance of the tube wall
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of a join operation performed using saturation.
According to the above results, it is found that the tubes according to the present invention have a tear resistance.
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<EMI ID = 110.1>
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The aqueous cation of polyacrylic acid exhibits a neutralization reaction in an aqueous solution of potassium hydroxide, while the dissociated carboxy groups are negatively charged.
Example
<EMI ID = 112.1>
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The tubes obtained have a bubbling point of 0.32 kg / cm2 (at a concentration of 3%) and of 0.40 kg / cm2 (at a
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of 200 g / layer (at a concentration of 3%) and 230 g / layer (at a concentration of 6%).
Example
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<EMI ID = 118.1> <EMI ID = 119.1>
cm3.
Example 5
In the same type of tube as that described in the example
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the tube for 10 minutes in an oven at 180 [deg.] C and processed.
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When treating the tube with an aqueous solution
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vinyl by subjecting it to a heat treatment under the same conditions, the tube obtained has a water content of 120%.
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referring to some of its specific embodiments ;. those skilled in the art will understand that various modifications can be made to it without departing from their spirit and their framework.