DE2508570C2

DE2508570C2 - Gefäßprothese aus expandiertem und porösem Polytetrafluoräthylen

Info

Publication number: DE2508570C2
Application number: DE19752508570
Authority: DE
Inventors: Peter B. Flagstaff Ariz. 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: 1985-01-24
Also published as: SE418922B; FR2265345A1; HK62983A; SE7503734L; AU7862275A; DE2508570A1; AR205110A1; JPS50135894A; GB1506432A; JPS5339719B2; FR2265345B1

Description

Die Erfindung betrifft eine Gefäßprothese aus expandiertem und porösem Polytetrafluorathylen, das eine MikroStruktur aufweist die aus Knoten besteht welche durch Fibrillen miteinander verbinden sind.

Es besteht ein erheblicher Bedarf an verträglichen Ersatzmitteln für menschlich:; Ver?n und Arterien, insbesondere mit kleinem Durchmesser. Früher führte die Suche nach synthetischen Materialien, die als Arterienoder 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 frühen 50er Jahren stieß man auf die Vorteib, 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 als poröse Arterienprothesen eingesetzt Derartige Konstruktionen vermögen während einer begrenzten Zeitspanne zufriedenstellend zu arbeiten.

Während der letzten zwei Jahrzehnte wurden verschiedene Typen synthetischer faserartiger Textilmaterialien in verschiedenen künstlichen Venen- und/oder Arterienkonstruktionen eingesetzt. Unter Verwendung von heranwachsenden 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 verschiedenem Ausmaße eine Oberflächenthrombosebfldung infolge einer Aktivierung von Plasmakoagulierungsfaktoren, 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. Mc Mahon »Artificial Arteries«, AORN Journal, Januar 1968 Seitell):

»1. Fehlen von Toxizität sowie der Eigenschaft eine Allergie herbeizuführen, und anderer chemischer Reaktionen. Die biologische Reaktivität des Materials als solche ist innerhalb des Bereichs, der von is Teflon® bis Glas variiert, kein begrenzender 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 Ivaion® versagen in dieser Hinsicht Dacron®, Vmyon-N® und Teflon® sind geeignet Dacron® ist wegen seiner überlegenen mechanischen Handhabuhgseigenschaften während der Herstellung sowie bei der Implantation vorzuziehen.

3. Die biologische Heilporosität sollt? in der G^rößenordnung von Iu^-OOO ml Wasser pro Minute pro cm² des Gewebes bei einem maximalen Druck von 120 mm Hg 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 Minute pro cm² bei einem Maximaldruck von 120 mm Hg liegt

4. Das Material sollte in idealer Weise eine niedrige Einpflanzporosität besitzen, um die Verabreichung von Heparin an andere Antikoagulantien zu ermöglichen: Weniger als 50 ecm pro Minute pro cm² bei einem Maximaldruck von IcG mm Hg.

5. Das Material sollte geeignete Handhabungseigenschaften besitzen, welche eine Implantation erleichtern, so daß die Implantation sicherer wird, und zwar

a) ein Anpassungsvermögen, 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 sollte eine gute Biegsamkeit und gute Verdreheigenschaften für Querbiegefalten sowie subkutane und unter der Oberfläche liegende Gänge ohne eine merkliche mechanisehe Knickbildung aufweisen.«

Aus der Zeitschrift Surgery, Vol.72, Nr.6, Seiten 864—872, Dezember 1972 ist eine Gefäßprothese der eingangs genannten Art mit einer Porengröße von 0,5 bis 2,5 μπι bekannt. Aus der Zeitschrift Trans. Amer. Soc. Artif. Int. Organs, 1973, Seiten 38, 39 ist ebenfalls eine Gefäßprothese der eingangs genannten Art bekannt, wobei die Meinung vertreten wird, daß eine Beschleunigung des Einwachsens von Gewebe und der Entwicklung von Kapillaren durch Erhöhung der Porengröße von 5 μπι möglich sein müßte. Es hat sich jedoch in der Praxis gezeigt, daß die Porengröße kein signifikanter Parameter für den Aufbau einer erfolg-

reich wirkenden Gefäßproihese ist. In diesem Zusammenhang wird ergänzend angemerkt, daß es verschiedene Methoden zur Bestimmung der Porengröße gibt, weiche bei gleichem Material zu unterschiedlichen Werten führen bzw. führen können, so daß bereits insofern eine gewisse meßtechnische Unsicherheit für die Porengröße besteht, welche vergleichende Untersuchungen von Gefäßprothesen erschwert Bei den oben erwähnten Druckschi if ien wurde z. B. die maximale Porengröße durch die »bubble point method« (vgL ASTM F 316—70) zugrunde gelegt

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine durch einen signifikanten Parameter gekennzeichnete technische Lehre für den Aufbau einer Gefäßprothese der eingangs genannten Art anzugeben.

Diese Aufgabe wird bei einer Gefäßprothese der eingangs genannten Art erfindungsgemäß dadurch gelöst daß die Fibrillen eine Länge von 5 bis 100 μπι aufweisen. Vorzugsweise Bereiche der Fibrillenlänge sind 20 bis 100 μπι, 20 bis 40 μπι und 5 bis 20 μπι. Die Porosität der erfindungsgemäßen Gefäßprothese liegt über 80%, insbesondere zwischen 80 und 90%. Innerhalb des erfindungsgemäßen Fibrillenlängenbereichs erfolgt während des Heilprozesses der Gefäßprothese ein Einwachsen von Fibroplasten und Kapillaren in die Prothese, wobei eine gleichmäßige neointimale Entwicklung über den Implantat- und Verwachsungslinienoberflächen erfolgt

Die Erkenntnis ist überraschend, daß dann, wenn eine erfindungsgemäße Gefäßprothese verwendet wird, das Gewebe mit zunehmender Heilung in und durch die Poren zwischen den Fibrillen der Gefäßprothese wächst wobei ein Gefäßersatz geschaffen wird, der aus einem Baugerüst oder -skelett aus dem porösen Polytetrafluorethylen besteht, welches vollständig von neuem Gewebe umgeben und mit diesem gefüllt wird. Die Räume bzw. Abstände zwischen den Fibrillen können sehr klein sein und betragen wahrscheinlich weniger als 1 μπι. Jedoch scheinen die Fibroplastzellen die Fibrillen beiseite zu schieben, wenn sie in die poröse Struktur eindringen, wobei sich 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 VoIumen-% der Masse des Prothesematerials ausmachen kann, vollständig mit natürlichem, lebendem Gewebe gefüll:. Es ist überraschend und steht im Gegensatz zu den bisherigen Lehren, daß während des Heilupgsprozesses sowie ohne vorheriges Vorgerinnen eine derartige Prothese, die zu 80 bis 90% porös ist, Blut unter Arteriendrucken enthält Nach dem Heilen strömt das Blut effekJv 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 bekanntgeworden 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 Matrixzugfestigkeit in wenigstens einer Richtung von mehr als 511 kg/cm² 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 Socisty for Testing and Materials«, Jahrbuch 1970 der ASTM-Standards, Teil 24, Seite 41). Die wahre Querschnittsfläehe des festen Materials einer porösen Probe ist der Qusrschnittsfläche der porösen Probe, multipliziert mit dem Bruchteil des festen Materials innerhalb des Querschnitts, äquivalent Dieser Bruchteil ist dem Quotienten aus dem scheinbaren spezifischen Gewicht der porösen

ίο 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. In entsprechender Weise wird die Matrixzugfestigkeit in der Weise erhalten, daß die Zugfest)-/-: eit die gemäß der enden Difinition berechnet worden ist

Quotienten aus den spezifischen Gewienten des festen Materials und der porösen Probe multipliziert wird.
Eine schematische Zeichnung des Materials der erfindungsgemäßen Gefäßprothese, wie es typischerweise bei einer mikroskopischen Untersuchung, z. B. einer 800-fachen Vergrößerung, erkennbar ist gibt die Figur wieder. Wie die Figur zeigt besteht das poröse Material 10 aus Knoten 11, die durch Fibriliep 12 miteinander verbunden sind. Die Länge der Fibrillen 12 übersteigt bei Gefäßprothesen 5 μπι, liegt jedoch unterhalb ungefähr 100 μπι.

Das Material der erfindungsgemäßen Gefäßprothese wird erst 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 DE-OS 21 23 316. D^;c Offenbarung einer Fibrillenlänge von 5 bis 500 μπι in dieser Druckschrift, weiche sich nicht mit Gefäßprothesen beschäftigt, hat dem Durchschnittsfachmann in keiner Weise Anregungen dazu gegeben, daß die Fibrillenlänge ein kritischer und daher signifikanter Parameter für den erfolgreichen Einsatz von Gefäßprothesen ist.

Das Material 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.

Bei einer Fibrillenlänge von weniger als ungefähr 5 μπι erfolgt kein Einwachsen des Gewebes, so daß die erfindungsgemäß erzielbaren Vorteile verlorengehen.

Bei einer Fibrillenlänge oberhalb vjn ungefähr 100 μπι, insbesondere oberhalb von 1000 μπι können mechanische Nachteile beim Annähen des Gefäßimplantats an die Wirtsader auftreten, wobei das Problem eines Austritts v^n 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 aufweisen, wöbe: dieses Austreten von Blut durch die Antriebskraft des inneren Blutdruckes verursacht wird. Bei einer Fibrillenlänge zwischen 5 und 100 μπι gemäß der vorüegenden Erfindung vermag die Gefäß-

prothese sowohl das Blut zu halten als auch gleichzeitig ein Gewebeeinwachsen zu ermöglichen.

Beispiel I

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 μ), 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 Größe des Tieres wird überwacht, um eine entsprechende Abstimmung der Größe zwischen der

3 Monaten und 6 Monaten wieder entnommen. 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 μ 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 Innendurchmesser der Implantate schwanken

natürlichen Ader und der Prothese zu gewährleisten. 20 zwischen 2,8 und 33 mm. Sie besitzen alle eine Länge Die Ergebnisse dieser zwei Versuchsreihen sind nach- von 4 cm und eine Wanddicke von 812 μπι. Die Dichte folgend zusammengefaßt: Die erste Reihe sieht 64 Einpflanzungen vor, wobei 36

Implantate wiederentnommen und für histologische

schwankt zwischen 0,21 bis 035 g/ccm und die Fibrillenlänge zwischen 25 und 1000 μ. Von 36 implantierten Implantaten werden 18 wieder entnommen, und zwar 3

Untersuchungen verwendet werden. Die restlichen Im- 25 jeweils in Intervallen von 1 Monat während einer Zeitplantate verbleiben in den lebenden Tieren, wobei an spanne von 6 Monaten. Von diesen sind keine verschlosihnen Pulse wahrnehmbar sind. 8 der wiederentnommenen Implantate sind verschlossen, wobei 4 von ihnen

möglicherweise durch technische Fehler bei den chirur-

sen, so daß eine Durchgängigkeitsrate von 100% festzustellen cst. Von den restlichen 18 Implantaten bleiben alle in den lebenden Hunden zurück, wobei wahrnehm-

gischen Eingriffen /um Zeitpunkt der Implantation ver- 30 bare Pulse festzustellen sind, woraus man auf eine

Durchgängigkeit schließen kann. Daher beträgt die Durchgängigkeitsrate im Falle der ganzen Versuchsreihe 100%. Histologische Untersuchungen bestätigen sowohl ein

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

schlossen wurden. Es wird eine Durchgängigkeitsrate von 87,5% 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 35 Einwachsen von Fibroplasten und Kapillaren sowie eine über die ganzen Längen der Implantate sowie über die dünne und gleichmäflige Neointima-Entwicklung. Verwachsungsiinien hinweg.

Die zweite Versuchsreihe sieht die Implantation von 107 Implantaten vor, von denen 51 während Zeitspannen wieder entnommen werden, die zwischen 2 Wochen 40 und 4 Monaten schwanken. Von diesen 51 Implantaten sind 12 verschlossen. Dies ergibt eine Durchgängigkeitsrate von 76,4%. Die restlichen 56 Implantate liegen in lebenden Hunden vor. Dabei sind Pulse an ihnen wahrnehmbar. Daraus ergibt sich eine Durchgängigkeitsrate 45 lange andauernde Durchgängigkeit erforderlich ist, und für die ganze Reihe von ungefähr 88%. Bei der Durch- vermögen auch nicht: 100%ig Mikroembolien zu unterführung dieser zwei Reihen ergeben alle Implantate mit drücken, die zu neurologischen und physiologischen einer Fibrillenlänge zwischen 5 und 20 μ eine Durchgän- Komplikationen führen, wenn sie in den Blutstrom gegigkeitsrate von 100%. Eine histologische Untersu- langen (sie bestehen aus Plättchenaggregaten). Ferner chung aller offenen Implantate zeigt ein Durchwachsen 50 haben diese bekannten Prothesen schlechte Ergehnisse von Fibroplasten und Kapillaren durch die Wand hin- geliefert, wenn sie in einem Venensystem verwendet

wurden, in welchem die Fließgeschwindigkeiten extrem niedrig sind

Bei dieser Versuchsreihe werden 12 Implantate aus einem expandierten porösen PTFE in die Bauchschlagadem von 12 Hunden eingesetzt Alle Implantate besitzen einen Durchmesser von 7,5 mm und eine Länge von 10 cm. Sie besitzen ferner eine Wanddicke von 508 mm und Fibrillenlängen zwischen 20 und 40 μ. Von den

eingesetzt Der Innendurchmesser der Implantate ω 12 Implantaten werden 5 nach einer Zeitspanne zwischwankt zwischen 3 und 5,6 mm, die Länge der Implan- sehen 3 und 6 Wochen wieder entnommen und für histotate variiert zwischen 8 und 12 cm. Die Variablen bezug- logische Untersuchungen verwendet Die restlichen lieh Wanddicke (508 μ, 812 μ und 1575 μ), Dichte (0,22 bleiben in den lebenden Tieren zurück und zeigen eine bis 034 g/ccm) und Fibrillenlänge (3 bis 150 μ) werden Durchgängigkeit an. Die 5 entnommenen Implantate gesteuert Heparin wird während der chirurgischen Ein- es sind offen. Es wird keine Inöma-Eindickung in irgendeigriffe verabreicht Es werden jedoch keine Antikoagu- nem der Implantate !festgestellt Eine histologische Unlantien während der postoperativen Periode verwendet tersuchung der 5 offenen ImplantSe zeigt ein Einwach-Die Implantate werden nach 3 Wochen, 6 Wochen, sen von Fibroplasten und Kapillaren. Die Durchgängig-

durch 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

keitsrate des Versuchs beträgt 100%.

Die vorstehenden Ausführungen haben erfindungsgemäße künstliche Gefäßprothesen erläutert. Die medizinische Forschung basiert in notwendiger Weise auf langsamen und vorsichtigen Schritten. Die Ergebnisse der Untersuchung von Tieren, bei denen die Heilung ähnlich wie im Falle von Menschen verläuft, zeigen de^iiich die günstigen Eigenschaften, die bei dem Einbau in menschliche Gefäße erzielt werden und auf das Einwachsen von Gewebe und Kapillaren in die polymere Struktur gemäß 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.

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Hierzu 1 Blatt Zeichnungen

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Claims

Patentansprüche:

1. Gefäßprothese aus expandiertem und porösem Polytetrafluorathylen, das eine MikroStruktur aufweist, die aus Knoten besteht, weiche durch Fibrillen miteinander verbunden sind, dadurch gekennzeichnet, daß die Fibrillen eine Länge von 5 bis ICO um aufweisen.

2. Gefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Fibrillen eine Länge von 20 bis 100 um aufweisen.

3. Gefäßprothese nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Fibriilen eine Länge von 20 bis 40 um aufweisen.

4. Gefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Fibrillen eine Länge von 5 bis 20 um aufweisen.

5. Gefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 4, gekeneztichr.et durch eine Porosität größer als 8ö%.

6. Gefäßprothese nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet daß die Porosität zwischen 80 und 90% liegt