DE2508570A1

DE2508570A1 - Prothese

Info

Publication number: DE2508570A1
Application number: DE19752508570
Authority: DE
Inventors: Peter B Cooper
Original assignee: WL Gore and Associates Inc
Current assignee: WL Gore and Associates Inc
Priority date: 1974-04-02
Filing date: 1975-02-27
Publication date: 1975-10-23
Also published as: SE418922B; FR2265345A1; HK62983A; SE7503734L; AU7862275A; AR205110A1; JPS50135894A; GB1506432A; JPS5339719B2; DE2508570C2; FR2265345B1

Description

MÜLLER-BORE · GROENlNG · DEUFEIL · GCIiöN ■ HERTEL

MÜNCHEN

BRAUNSCHWEIG

KÖLN

Dr. W. Müller-Bora · Braunschwelg H. Groening, Dipl.-Ing. ■ München Dr. P. Deufel, Dipl.-Chem. · München Dr. A. Schön, Dipl.-Chem. · München Werner Hertel. Dipl.-Phys. · Köln

München

S/G 19-13

W.L. Gore & Associates, Inc., Newark, Delaware / USA

Prothese

Die Erfindung betrifft künstliche Venen und Arterien, insbesondere künstliche Venen und Arterien aus einem porösen, expandierten und hochfesten Polytetrafluoräthylen.

Es besteht ein erheblicher Bedarf an verträglichen Ersatzmitteln für menschliche Venen und Arterien, insbesondere mit kleinem Durchmesser, Früher führte die Suche nach hergestellten oder synthetischen Materialien, die als Arterien- oder Venenersatz verwendet werden können, zu der Verwendung von festen Glasrohren und dann zu dem Einsatz von verschiedenen Kunststoffmaterialien und Geweben, die aus synthetischen Textilfasern hergestellt wurden.

In den früheren 50er Jahren stiess man auf die Vorteile, die bei der Verwendung von porösen flexiblen Kunststoffrohren gegenüber festwandigen Rohren erzielt werden. Anschliessend an diese Erkenntnis wurde eine Vielzahl von synthetischen faserartigen Materialien zu rohrförmigen Gebilden gewebt oder genäht und

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als poröse Arterienprothesen eingesetzt. Derartige Konstruktionen vermögen während einer begrenzten Zeitspanne zufriedenstellend zu arbeiten.

Während der letzten zwei Jahrzehnte wurden verschiedene Typen synthetischer faserartiger Texti!materialien in verschiedenen künstlichen Venen- und/oder Arterienkonstruktionen eingesetzt. Unter Verwendung von wachsenden Schweinen, erwachsenen Hunden, Schafen und, in begrenztem Ausmaße, auch Menschen wurden entsprechende Versuche durchgeführt. Der Heilungsprozess verläuft dabei in allen Fällen ähnlich.

Keine dieser synthetischen faserartigen Prothesen hat sich jedoch bisher als vollständig zufriedenstellend erwiesen. Um absolut erfolgreich zu sein, muss eine künstliche Arterienprothese einen offenen Strömungsweg für das Blut über seine ganze Länge hinweg bilden, wobei darüber hinaus bis zu dem distalen Arterienbett keine Embolisierung erzeugt werden darf. Alle bisher bekannten synthetischen polymeren Materialien haben in ver-

s chiedenem Ausmaße eine Oberflächenthrombosebildung infolge einer Aktivierung von Plasmakoagulierungsf£iktoren, die zu einer Fibrinbildung führen, zur Folge.

Zahlreiche Versuche und Tests unter Verwendung von synthetischen Gefässprothesen haben gezeigt, dass die Eigenschaften einer "idealen" Konstruktion wie folgt sein sollten (vgl. S.A. Weslowski und J. D. McMahon "Artificial Arteries", AORN Journal, Januar 1968>:

"1) Fehlen von Toxizität sowie der Eigenschft, eine Allergie herbeizuführen, und anderer chemischer Reaktionen. Die biologische Reaktivität des Materials als solche ist innerhalb des Bereichs, der von Teflon bis Glas variiert, kein begrenzender

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Faktor bei der biologischen Heilwirkung von synthetischen Gefässprothesen.

2) Die Prothese sollte ohne merkliche Verschlechterung des synthetischen Garns während einer längeren Implantationszeit dauerhaft sein. Nylon, Orion und Ivalon versagen in dieser Hinsicht. Dacron, Vinyon-N und Teflon sind geeignet. Dacron ist wegen seiner überlegenen mechanischen Handhabungseigenschaften während der Herstellung sowie bei der Implantation vorzuziehen.

3) Die biologische Heilporosität sollte in der Grössenordnung

2 von 10 000 ml Wasser pro Minute pro cm des Gewebes bei einem maximalen Druck von 120 mmHg liegen. Es ist darauf hinzuweisen, dass keine derzeit im Handel erhältliche Prothese dieser Anforderung genügt, da die Implantationssicherheitsgrenze im Hinblick auf eine Blutung in der Nähe von 5000 ml Wasser pro

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Minute pro cm bei einem Maximaldruck von 120 mmHg liegt.

4) Das Material sollte in idealer Weise eine niedrige Einpflanzporosität besitzen, um die Verabreichung von Heparin an andere AntikoagulaStien zu ermöglichen: Weniger als 50 ecm

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pro Minute pro cm bei einem Maximaldruck von 120 mmHg.

5) Das Material sollte geeignete Handhabungseigenschaften besitzen, welche eine Implantation erleichtern, so dass die Implantation sicherer wird, und zwar a) ein Anpassungsvermögen (Scrunchability"), um eine Anastomose zu erleichtern, wobei b) eine lineare Elastizität zweckmässig ist. Ein Kräusel ist im Falle eines elastischen Garns vorzuziehen, da bei einer Verkürzung des Implantats die Porosität wahrscheinlich in nachteiliger Weise beeinflusst wird, c) Das Material soll te eine gute Biegsamkeit und gute Verdreheigenschaften für

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Querbiegefalten sowie subkutane und unter der Oberfläche liegende Gänge ohne eine merkliche mechanische Knickbildung aufweisen. "

Aufgabe der Erfindung ist die Schaffung einer praktisch idealen Gefässprothese. Diese Aufgabe wird erfindungsgemäss durch eine Gefässprothese gelöst, die aus einem Rohr aus einem expandierten porösen Polytetrafluoräthylen besteht, das eine MikroStruktur unter einer wenigstens 800-fachen Vergrösserung aufweist, die aus Knoten besteht, welche durch Fibrillen miteinander verbunden sind. Die Länge der Fibrillen schwankt im Falle einer erfindungsgemässen Gefässprothese zwischen 5 und 1000 μ.

Die Erkenntnis ist überraschend, dass dann, wenn ein derartiges Rohr als künstliche Gefässprothese verwendet wird, das Gewebe mit zunehmender Heilung in und durch die Poren zwischen den Fibrillen des Rohres wächst, wobei ein Gefässersatz geschaffen wird, der aus einem Baugerüst oder -Skelett aus dem synthetischen Material besteht, welches vollständig von neuem Gewebe umgeben und mit diesem gefüllt wird. Die Räume zwischen den Fibrillen können sehr klein sein und betragen wahrscheinlich weniger als 1 μ. Jedoch scheinen die Fibroplastzellen die Fibrillen beiseite zu schieben, wenn sie in die poröse Struktur eindringen, wobei sieh schliesslich eine korpuskulare Blutzirkulation in das Gewebe und durch das Gewebe hindurch entwickelt, das in die fibrillare Struktur der Prothese eingedrungen ist. Auf diese Weise wird der offene Raum zwischen den Fibrillen, der 80 bis 90 Volumen-% der Masse des Prothesematerials ausmachen kann, vollständig mit natürlichem lebenden Gewebe gefüllt. Es ist überraschend und steht im Gegensatz zu den bisherigen Lehren, dass während des Heilimgsprozesses sowie ohne vorheriges Vorgerinnen ein derartiges Rohr, das

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zu 80 bis 90 % porös ist, Blut unter Arteriendrucken enthält. Nach dem Heilen strömt das Blut effektiv durch eine neue Gewebeader, wobei das Blut in Kontakt mit der neuen inneren Gewebeoberfläche der Ader (Intima) gelangt. Es ist auch überraschend, dass sogar vor dem Heilen diese Konstruktion aus synthetischem Gerüst und neuer Gewebeprothese der am ausgeprägtesten nichtthrombogene Gefässersatz, der jemals bekannt geworden ist, ist, wie aus den folgenden Beispielen hervorgeht.

Das erfindungsgemässe Material besteht aus einem expandierten porösen Polytetrafluoräthylen. Wenn auch für einige Anwendungszwecke ein Material mit geringer Festigkeit verwendet werden kann, so ist es dennoch vorzuziehen, wenn das Material eine Matrix-Zugfestigkeit in wenigstens einer Richtunq von mehr als 511 kg/cm (7 300 psi) besitzt. Unter der Zugfestigkeit eines Materials ist die maximale Zugspannung zu verstehen, ausgedrückt in Kraft pro Einheit der Querschnittsfläche der Probe, welcher die Probe ohne zu brechen zu widerstehen vermag (vgl. beispielsweise "The American Society for Testing and Materials", Jahrbuch 1970 der ASTM-Standards, Teil 24, Seite 41). Die wahre Querschnittsfläche des festen Materials einer porösen Probe ist der Querschnittsfläche der porösen Probe, multipliziert durch den Bruchteil des festen Materials, innerhalb des Querschnitts, äquivalent. Dieser Burchteil ist dem Quotienten aus dein scheinbaren spezifischen Gewicht der porösen Probe und dem spezifischen Gewicht des festen Materials, aus dem die poröse Matrix besteht, äquivalent. Um daher die Matrixzugfestigkeit einer porösen Probe zu berechnen, dividiert man die maximale Kraft, die erforderlich ist, um die Probe zu brechen, durch die Querschnittsfläche der porösen Probe und multipliziert diesen Wert anschliessend mit dem Quotienten aus dem spezifischen Gewicht des festen Materials und dem scheinbaren spezifischen Gewicht der porösen Probe.

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In entsprechender Weise wird die Matrixzugfestigkeit in der Weise erhalten, dass die Zugfestigkeit, die gemäss der vorstehenden Definition berechnet worden ist, mit dem Quotienten ,aus den spezifischen Gewichten des festen Materials und der porösen Probe multipliziert wird.

Die Mikrostruktur dieses Materials gibt sich bei einer 800-fachen oder grösseren Vergrösserung als Knoten, die durch Fibrillen miteinander verbunden sind, zu erkennen. Eine schematische Zeichnung dieses Materials, wie es in typischer Weise bei einer mikroskopischen Untersuchung erkennbar ist, gibt die Fig. 1 wieder. Wie die Fig. 1 zeigt, besteht das poröse Material 10 aus Knoten 11, die durch Fibrillen 12 miteinander verbunden sind. Die Länge der Fibrillen 12 übersteigt erfindungsgemäss ungefähr 5 u. Im Falle einer rohrförmigen Form sowie bei einer Verwendung als Gefässprothese übersteigt die Länge der Fibrillen 12 ungefähr 5 u, liegt jedoch unterhalb ungefähr 1000 U.

Das erfindungsgemässe Material wird in der Weise hergestellt, dass ein extrudiertes und nicht gesintertes Polytetrafluoräthylen nach der Entfernung von flüssigen Schmiermitteln, die bei der üblichen Extrusion dieses Polymeren verwendet werden, verstreckt wird. Expandiertes poröses Polytetrafluoräthylen (PTFE) ist ein relativ neues Material. Seine bevorzugte Form ist Gegenstand der DT-OS 21 23 316. Dieses Material wird unter dem Warenzeichen "GORE-TEX" als expandiertes Fluorkohlenstoffmaterial in den Handel gebracht. Es ist fest, stark porös, flexibel, anpassungsfähig und besitzt die dem PTFE innewohnenden inerten Eigenschaften. Es ist chemisch und biologisch gegenüber praktisch allen bekannten Substanzen inert. Das poröse PTFE, das erfindungsgemäss verwendet wird, besitzt (vor dem

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(Eindringen des Gewebes) praktisch alle gewünschten Eigenschaften einer "idealen" Prothese, wie sie vorstehend beschrieben worden sind. Diese Eigenschaften besitzen jedoch auch gewebte TEFLON ^- und DACRON ^-Prothesen, die bisher als künstliche Venen und Arterien verwendet worden sind. Nachdem das Gewebe in die erfindungsgemässe Struktur eingedrungen ist, wirkt es als natürlicher Teil des Körpers. Darin liegt der grundlegende Unterschied von den bisher bekannten Prothesen.

Die Erfindung beruht auf der Erkenntnis, dass poröses expandiertes PTFE in unerwarteter Weise günstige Ergebnisse liefert, wenn es als künstliche Gefässprothese verwendet wird, und zwar dann, wenn die Faser (Fibrillen)-länge zwischen 5 und 1000 u liegt. Innerhalb dieses Bereiches sowie während des Heilprozesses erfolgt ein Einwachsen von Fibroplasten und Kapillaren in die Prothese, wobei eine gleichmässige neointimale Entwicklung über den Implantat- und Verwachsungslinienoberflächen erfolgt.

Bei einer Fibrillenlänge von weniger als ungefähr 5 u erfolgt kein Einwachsen des Gewebes, so dass die erfindungsgemäss erzielbaren Vorteile verloren gehen.

Bei einer Fibrillenlänge oberhalb ungefähr 1000 u können mechanische Nachteile beim Annähen des Gefässimplantats an die Wirtsader auftreten, wobei das Problem eines Austritts von Blut auftreten kann. Diese obere Grenze der Fibrillenlänge ist jedoch schwer quantitativ zu definieren und hängt in einem gewissen Ausmaße von der Geschicklichkeit des Chirurgen ab, der die Einpflanzung vornimmt. Ein Austreten von Blut kann auch im Falle von Gefässprothesen auftreten, die lange Fibrillen (welche eine Länge von 1000 u übersteigen) aufweisen, wobei dieses Austreten von Blut durch die Antriebskraft des inneren Blutdruckes verur-

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sacht wird. Bei einer Fibrillenlänge zwischen 5 und 1000 u vermag jedoch die erfindungsgemässe Prothese sowohl das Blut zu halten als auch gleichzeitig ein Gewebeeinwachsen zu ermöglichen.

Der bevorzugte Bereich der Fibrillenlänge im Falle von erfindungsgemässen künstlichen Gefässprothesen liegt zwischen ungefähr 20 und 100 u. Dieser bevorzugte Bereich geht aus den nachfolgenden Beispielen hervor, die die Erfindung erläutern, jedoch nicht beschränken sollen.

Beispiel 1

Es werden zwei Versuchsreihen durchgeführt, wobei Hunde als Versuchstiere verwendet werden. Es werden die zwei Halsschlagadern sowie die zwei Oberschenkelschlagadern als Einsatzstellen verwendet. Bei der Durchführung der beiden Versuchsreihen erfolgen alle Implantationen unter Verwendung von expandierten porösen PTFE-Rohren mit einer Länge von 4 cm und einem Durchmesser von 4 mm. Die Wanddicke (508 bis 812 u) , die Dichte (0,25 bis 0,34 g/ccm) sowie die Fibrillenlänge (5 bis 100 μ) werden variiert. Es wird kein Heparin verabreicht. Die Wiederentnahme erfolgt während einer Zeitspanne zwischen 2 Wochen und 4 Monaten. Die Grosse des Tieres wird überwacht, um eine entsprechende Abstimmung der Grosse zwischen der natürlichen Ader und der Prothese zu gewährleisten. Die Ergebnisse dieser zwei Versuchsreihen sind nachfolgend zusammengefasst:

Die erste Reihe sieht 64 Einpflanzungen vor, wobei 36' Implantate wiederentnommen und für histologische Untersuchungen verwendet werden. Die restlichen Implantate verbleiben in den lebenden Tieren, wobei an ihnen Pulse wahrnehmbar sind. 8 der wiederentnommenen Implantate sind verschlossen, wobei 4 von ihnen

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möglicherweise durch technische Fehler bei den chirurgischen Eingriffen zum Zeitpunkt der Implantation verschlossen wurden. Es wird eine Durchgangxgkeitsrate von 87 _r 5 % im Falle der ganzen Reihe festgestellt. Histologische Untersuchungen der offenen Implantate zeigen ein Einwachsen von Fibroplasten und Kapillaren sowie die Entwicklung gleichmässiger und glatter Neointima über die ganzen Längen der Implantate sowie über die Verwachsungslinien hinweg.

Die zweite Versuchsreihe sieht die Implantation von 107 Implantaten vor, von denen 51 während Zeitspannen wieder entnommen werden, die zwischen 2 Wochen und 4 Monaten schwanken. Von diesen 51 Implantaten sind 12 verschlossen.Dies ergibt eine Durchgangxgkeitsrate von 76,4 %. Die restlichen 56 Implantate liegen in lebenden Hunden vor. Dabei sind Pulse an ihnen wahrnehmbar. Daraus ergibt sich eine Durchgangxgkeitsrate für die ganze Reihe von ungefähr 88 %. Bei der Durchführung dieser zwei Reihen ergeben alle Implantate mit einer Fibrillenlänge zwischen 5 und 20 μ eine Durchgangxgkeitsrate von 100 %. Eine histologische Untersuchung aller offenen Implantate zeigt ein Durchwachsen von Fibroplasten und Kapillaren durch die Wand hindurch sowie eine gleichmässige Neointima-Entwicklung über den Implantaten und den Verwachsungslinienoberflächen.

Beispiel 2

32 Implantate aus einem expandierten porösen PTFE werden jeweils in die Halsschlagadern von 32 Schafen eingesetzt. Der Innendurchmesser der Implantate schwankt zwischen 3 und 5,6 mm, die Länge der Implantate variiert zwischen 8 und 12 cm. Die Variablen bezüglich Wanddicke (508 y., 812 μ und 1575 ji) , Dichte (0,22 bis 0,34 g/ccm) und Fibrillenlänge (3 bis 150 u) werden gesteuert. Heparin wird während der chirurgischen Eingriffe

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verabreicht. Es werden jedoch keine Antikoagulantien während der postoperativen Periode verwendet. Die Implantate werden nach 3 Wochen, 6 Wochen, 3 Monaten und 6 Monaten wieder entommen. Alle diese Implantate sind offen. An den zurückbleibenden

Implantaten sind Pulse wahrnehmbar, woraus hervorgeht/ daß sie offen sind.

Histologische Untersuchungen zeigen, dass Implantate mit Fibrillenlängen zwischen 20 und 150 μ eingewachsene Fibroplasten und Kapillaren sowie eine Neointima-Entwicklung über das ganze Implantat hinweg aufweisen. Implantate mit einer Fibrillenlänge von weniger als ungefähr 7 u zeigen kein Einwachsen von Fibroplasten und Kapillaren sowie keine Neointima-Entwicklung auf der Innenoberfläche der Implantate.

Beispiel 3

Implantate aus einem expandierten porösen PTFE werden in die Halsschlagader, Oberschenkelschlagader sowie Oberschenkelvene von Hundebastarden eingesetzt. Die Inndendurchmesser der Implantate schwanken zwischen 2,8 und 3,3 mxa. Sie besitzen alle eine Länge von 4 cm und eine Wanddicke von 812 u. Die Dichte schwankt zwischen 0,21 bis O_f35 g/ccm und die Fibrillenlänge zv/ischen 25 und 1000 u. Von 36 implantierten Implantaten werden 18 wieder entnommen, und zwar 3 jeweils in Intervallen von 1 Monat während einer Zeitspanne von 6 Monaten. Von diesen sind keine verschlossen, so dass eine Durchgängxgkeitsrate von 100 % festzustellen ist. Von den restlichen 18 Implantaten bleiben alle in den lebenden Hunden zurück, wobei wahrnehmbare Pulse festzustellen sind, woraus man auf eine Durchgängigkeit schliessen kann. Daher beträgt die Durchgängxgkeitsrate im Falle der ganzen Versuchsreihe 100 %.

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Histologische Untersuchungen bestätigen sowohl ein Einwachsen von Fibroplasten und Kapillaren sowie eine dünne und gleichmassige Neointima-Entwicklung.

Beispiel 4

In den letzten 20 Jahren wurde eine Vielzahl von Prothesen zum Ersatz von Arterien mit grossem Durchmesser, beispielsweise mit einem Innendurchmesser von mehr als ungefähr 10 mm, entwickelt. Diese Prothesen können nicht das Neointima entwickeln, das für eine lange andauernde Durchgängigkeit erforderlich ist, und vermögen auch nicht 100 %ig Mikroernbolien zu unterdrücken, die zu neurologischen und physiologischen Komplikationen führen, wenn sie in den Blutstrom gelangen (sie bestehen aus Plättchenaggregaten). Ferner haben diese bekannten Prothesen schlechte Ergebnisse geliefert, wenn sie in einem Venensytem verwendet wurden, in welchen die Fliessgeschv/indigkeiten extrem niedrig sind.

Bei dieser Versuchsreihe v/erden 12 Implantate aus einem expandierten porösen PTFE in die Bauchschlagadern von 12 Hunden eingesetzt. Alle Implantate besitzen einen Durchmesser von ~_f5 mm und eine Länge von 10 cm. Sie besitzen ferner eine Wanddicke von 508 mm und Fibrillenlängen zwischen 20 und 40 u. Von den 12 Implantaten werden 5 nach einer Zeitspanne zwischen 3 und 6 Wochen wieder entnommen und für histologische Untersuchungen verwendet. Die restlichen bleiben in den lebenden Tieren zurück und zeigen eine Durchgängigkeit an. Die 5 entnommenen Implantate sind offen. Es wird keine Intima-Eindickung in irgendeinem der Implantate festgestellt. Eine histologische Untersuchung der 5 offenen Implantate zeigt ein Einwachsen von Fibroplasten und Kapillaren. Die Durchgängigkeitsrate des Versuchs beträgt 100 %.

Die vorstehenden Ausführungen haben erfindungsaemässe künstliche

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Gefässprothesen erläutert. Die medizinische Forschung basiert in notwendiger Weise auf langsamen und vorsichtigen Schritten. Die Ergebnisse der Untersuchung von Tieren, bei denen die Heilung ähnliche wie im Falle von Menschen verläuft, zeigen deutlich die günstigen Eigenschaften, die bei dem Einbau in menschliche Gefässe erzielt werden und auf das Einwachsen von Gewebe und Kapillaren in die polymere Struktur geiuäss vorliegender Erfindung zurückgehen, wobei ferner der Vorteil erzielt wird, dass keine Embolien auftreten und hohe Durchgängigkeitsgrade erzielt werden. Definitive klinische Ergebnisse sind bisher noch nicht verfügbar. Die Schaffung von künstlichen Gefässprothesen, die sich für eine Implantation in Menschen eignen und die vorstehend erwähnten günstigen Eigenschaften besitzen, fällt jedoch in den Rahmen der Erfindung.

Die Fibrillen/Knoten-Struktur dieser Prothesen ist ganz allgemein auch für andere Anwendungsgebiete als für einen Gefässersatz geeignet. Das Einwachsen von Gewebe erfolgt auch in Hautimplantationen sowie in Membranen, die subkutan implantiert worden sind. Derartige Implantate brauchen kein Blut unter der treibenden Kraft des Arteriendruckes enthalten, so dass die obere Grenze der Fibrillenlänge für derartige Zwecke grosser als 1000 u ist. Die Fibrillenlänge wird in diesem Falle nur durch mechanische Überlegungen begrenzt.

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Claims

Patentansprüche

f1./ Prothese, gekennzeichnet durch ein expandiertes und poröses Polytetrafluoräthylen, das eine MikroStruktur aufweist, die aus Knoten besteht, welche durch Fibrillen miteinander verbunden sind, wobei die Länge von im wesentlichen allen Fibrillen 5 u übersteigt.
2. Prothese, die zum Ersatz einer Gefässleitung geeignet ist, gekennzeichnet durch ein Rohr aus einem expandierten porösen Polytetrafluoräthylen gemäss Anspruch 1, wobei die Länge von im wesentlichen allen Fibrillen 5 μ übersteigt.
3. Prothese nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Länge von im wesentlichen allen Fibrillen in einen Bereich zwischen 5 und 1000 u fällt.
4. Prothese nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das expandierte poröse Polytetrafluoräthylen eine Matrixzugfestigkeit in wenigstens einer Richtung besitzt, die 511 kg/cm (7300 psi) übersteigt.
5. Prothese nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Fibrillen eine Länge von ungefähr 20 bis 100 u besitzen.
6. Prothese nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Fibrillen eine Länge von ungefähr 20 bis 100 u besitzen.

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