DE2737486A1 - Gefaess-prothesen aus verbundmaterial und verfahren zu ihrer herstellung - Google Patents
Gefaess-prothesen aus verbundmaterial und verfahren zu ihrer herstellungInfo
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Description
SUMITOMO ELECTRIC INDUSTRIES, LTD.
No. 15ι Kitahama 5-chome, Higashi-ku, Osaka-shi, Osaka, Japan
No. 15ι Kitahama 5-chome, Higashi-ku, Osaka-shi, Osaka, Japan
Gefäß-Prothesen aus Verbundmaterial und Verfahren zu ihrer
Herstellung
Die Erfindung betrifft Gefäß-Prothesen aus Verbundmaterial, die eine poröse Polytetrafluoräthylenröhre enthalten, wobei
die Poren der porösen Polytetrafluoräthylenröhre mit mindestens einem wasserunsolubilisierteß-, wasserlöslichen Polymeren gefüllt
sind, und ein Verfahren zur Herstellung der Gefäß-Prothesen aus Verbundmaterial.
Die Erfindung betrifft Gefäß-Prothesen bzw. vaskuläre Prothesen, aus Polytetrafluoräthylen und einem wasserunsolubilisierbaren,
wasserlöslichen Polymeren. Wenn in der vorliegenden Anmeldung von Gefäß-Prothesen gesprochen wird, so soll dieser Ausdruck
auch den Ausdruck vaskuläre Prothesen mitumfassen. Der Ausdruck «Röhre» soll auch Leiter, Schlauch, Tube, Rohr, Kanal. Ductus
und Ader mit umfassen.
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2757486
Gefäß-Prothesen, die aus einem gestreckten bzw. gewirkten oder gewebten Polyestertextilmaterial (beispielsweise Dacron, Warenzeichen,
erzeugt von E.I. du Pont de Nemours & Co. Inc.) oder Polytetrafluorethylen hergestellt werden, werden derzeit verwendet.
Solche, die einen relativ großen Innendurchmesser besitzen, sind praktisch und werden mit einem hohen Grad an Erfolg
eingesetzt. Bei Arteriengefäßprothesen sind die Ergebnisse sehr gut, wenn ihr Innendurchmesser größer ist als etwa 7 mm. Es sind
jedoch nur sehr wenige Gefäßprothesen mit feinen Durchmessern klinisch annehmbar. Insbesondere ist bei Venenanwendungen der
Erfolgsgrad niedriger als bei Arterienanwendungen. Die Blutströmung in den Venen ist langsamer als in Arterien und in Venen
ist die Inhibierung der Plättchenadhäsion besonders wichtig, damit eine Thrombose verhindert wird. Die derzeit verwendeten
Gefäßprothesen erfüllen diese Forderung nicht.
Es ist bekannt, daß einige Polytetrafluoräthylenröhren, die durch Strecken oder Expansion erzeugt werden, klinisch als Gefäßprothesen
in Arterien und Venen verwendet werdei können (vgl. beispielsweise Soyer at al., "A New Venous Prosthesis", Surgery,
Band 72, Seite 864 (1872); Voider et al., "A-V Shunts Created in New Ways", Trans. Amer. Cos. Artif. Int. Organs, Band 19,
Seite 38 (1973); Matsumoto et al., "A New Vascular Prosthesis for a Small Caliber Artery", Surgery, Band 74, Seite 519 (1973)
und "Application of Expanded Polytetrafluorethylene to Artificial Vessels", Artificial Organs, Band 1, Seite 44 (1972), ibid.,
Band 2, Seite 262 (1973) und ibid., Band 3, Seite 337 (1974); Fujiwara et al., "Use of Goretex Grafts for Replacement of the
Superior and Inferior Venae Canae", The Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery, Band 67, Seite 774 (1974) und die
belgische Patentschrift 517 415).
Die Ergebnisse dieser klinischen Untersuchungen werden im folgenden
zusammengefaßt.
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Wird eine geeignete Prothese als Leitung innerhalb des Arteriensystems
implantiert, werden die feinen Poren der Gefäße durch geronnenes Blut verstopft und die Innenoberfläche der Gefäße
wird durch eine Schicht von geronnenem Blut bedeckt. Die Schicht aus geronnenem Blut besteht aus Fibrin und die Dicke der Schicht
variiert entsprechend beispielsweise dem Material und der Oberflächenstruktur des Blutgefäßes. Wird ein gestrecktes bzw. gewirktes
oder gewebtes Textilmaterial oder ein Polyester, wie Dacron, oder Polytetrafluoräthylen verwendet, erreicht die Fibrindicke
etwa 0,5 bis etwa 1 mm. Dementsprechend kann eine solche Prothese nur bei Blutgefäßen mit solchem Ausmaß verwendet
werden, das eine Okklusion, bedingt durch das Verdicken der Fibrinschicht, nicht auftritt, nämlich bei Arterien mit einem Innendurchmesser
von 5 bis 6 mm oder mehr. Im allgemeinen sind Gefäßprothesen, die aus gewebten oder gestrickten bzw. gewirkten
Texti!materialien hergestellt werden, ungeeignet, wenn der
Innendurchmesser zu klein ist.
Andererseits besitzen gestreckte Polytetrafluoräthylenröhren eine MikroStruktur aus sehr feinen Fasern und Knoten, die miteinander
durch die Fasern verbunden sind. Der Faserdurchmesser, der entsprechend den Streckbedingungen variiert, kann wesentlich
kleiner gemacht werden als der Durchmesser der Fasern für die oben beschriebenen gewebten oder gestrickten bzw. gewirkten Textilmaterial!
en.
Diese Struktur von Fasern und Knoten kann in Form der Porengröße, der Porosität, der Faserlänge und der Knotengröße beschrieben
werden. Es wurde klinisch best tigt, daß mit Polytetrafluoräthylenröhren, die durch eine Porengröße von etwa
2/U bis etwa 30/U (Porengrößen unter etwa 2/U sind nicht bevorzugt)
eine Porosität von etwa 78 bis etwa 92 %, einer Faserlänge
von nicht mehr als etwa 34 λχ (Faserlängen von etwa 40 bis
etwa 110/U sind nicht bevorzugt), eine Knotengröße nicht über
20/U und eine Wanddicke von etwa 0,3 mm bis etwa 1 mm definiert
werden, kaum ein Verschluß durch Fibrinausscheidung auftritt,
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AO
und eine hohe Durchgängigkeitsrate auftritt.
Es wurde weiterhin berichtet, daß die Durchgängigkeitsrate bei Venenprothesen wesentlich niedriger ist als bei Arterienprothesen.
Eine vollständig zufriedenstellende Gefäßprothese für Venen wurde bis Jetzt noch nicht erhalten. Es wurde weiterhin
berichtet, daß, wenn die Porosität einer solchen Prothese zu
hoch ist, die Naht, die zum Verbinden der Prothese mit dem Gefäß bei einem Patienten verwendet wird, die Prothese zum Einreißen
bringt.
Beim Heilverfahren nach der Implantation im lebenden Körper
paßt sich die Peripherie des Polytetrafluoräthylenrohrs zuerst den Organen an, da sie von dem Verbindungsgewebe umhüllt wird
und die innere Fibrinschicht paßt sich den Organen nach der Peripherie an. Zu diesem Zeitpunkt erstrecken sich die JEntima
von beiden Enden der Gefäße des Wirts zu der Innenoberfläche der Gefäßprothese und die Fibrinschicht wird durch Fasergewebe
ersetzt, das von der Peripherie der Prothese durch die feinen Poren kommt. Nach einer gewissen Zeit ist das Neointima
in der Innenoberfläche fest mit dem Verbindungsgewebe an der Peripherie verbunden und die Bildung der Arterie wird beendigt.
Es 1st bekannt, daß diese Zeit im allgemeinen 4 bis 6 Monate beträgt. Es ist weiterhin bekannt, daß bei Gefäßprothesen, die
in Venen implantiert werden, die Eintrittsgeschwindigkeit des Verbindungsgewebes von der Peripherie langsamer ist als bei
Arterien.
aus einem Polytetrafluoräthylenrohr 1st der, daß das poröse Polytetrafluoräthylenrohr Plasmaprotein adsorbiert, die Plättchen
an dem Protein unter Bildung von Fibrinfasern haften, die Blutteilchen einfangen und eine abgeschiedene Fibrinschicht bilden.
Die abgeschiedene Schicht bildet dann ein Pseudointima der Gefäßprothese. Da Jedoch häufig die Dicke der abgeschiedenen
Fibrinschicht zu groß wird, wird die Nährstoffzufuhr zu dem
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Pseudointima oder dem Neointima ungenügend. Dies bewirkt eine Verkalkung der Prothesenwand oder ein Verstopfen der inneren
Höhle der Protnese.
Gegenstand der Erfindung ist eine Gefäßprothese mit zusammengesetzter
Struktur bzw. aus Verbundmaterial aus einem porösen Polytetrafluoräthylenrohr und einem in den Poren des porösen
Polytetrafluoräthylenrohrs vorhandenen wasserlöslichen Polymeren, wobei das wasserlösliche Polymere so behandelt wurde,
daß es wasserunlöslich ist.
Die erfindungsgemäße Prothese verhindert funktionell das Auftreten
von Thrombose dadurch, daß (1) die Oberfläche des PoIytetrafluoräthylens
mit niedriger Oberflächenenergie in hydrophoben Zustand überführt wurde und (2) in den Poren des Polytetrafluoräthylenrohrs
ein wasserunsolubilisiertes, wasserlösliches Polymeres vorhanden ist, wodurch ein fest gebundener
Film aus Wassermolekülen gebildet wird oder das Polytetrafluoräthylen negativ geladen wird, wodurch die Adsorption von Plasmaprotein,
die eine Fibrinabscheidung hervorruft, verhindert wird.
Erfindungsgemäß werden Gefäßprothesen aus einem gestreckten bzw. gedehnten Polytetrafluoräthylenrohr erzeugt, bei denen (1) die
Eintrittsrate des Verbindungsgewebes von der Peripherie des Rohrs erhöht wird, indem man die Porengröße der Außenoberfläche
des Rohres größer macht als die der Innenoberfläche, (2) die Oberflächenstagnation des Blutstroms verringert wird, indem
man die Porengröße der Innenoberfläche des Rohrs kleiner macht und (3) die Plättchenadhäsion verringert wird und die Thrombusbildung
in der Höhle verringert wird, indem man die Thrombusschicht sehr dünn macht, indem man in die Poren ein wasserunsolubilisiertes,
wasserlösliches Polymeres einbringt. Verglichen mit bekannten Gefäßprothesen mit ähnlichen Dimensionen ist
bei den erfindungsgemäßen Prothesen das Neointima in der Innenoberfläche der Prothese sehr dünn.
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Erfindungsgemäß wird eine Gefäßprothese zur Verfügung gestellt,
in der das Verbindungsgewebe von der Peripherie des gestreckten Polytetrafluoräthylenrohrs die Faserstruktur an der AußenoberflHche
des Rohrs größer werden läßt als die Faserstruktur in der Innenoberfläche des Rohrs und wodurch daher die Nährstoffe
vollständig zu dem Neointlma, das auf der Innenoberfläche
des Rohrs gebildet wird» zugeführt werden, so daß eine Verkalkung der Prothesenwand durch Degeneration und Retrogression im
Verlauf der Zeit vermieden wird und schließlich die Durchgängigkeitsrate nach der Implantation erhöht wird.
Das Rohr bzw. die Röhre wird hergestellt, indem man ein PoIytetrafluoräthylenrohr
bzw. -schlauch in mindestens einer Richtung dehnt und dann das gedehnte Rohr bei mindestens etwa 3270C
oder höher unter Erzeugung einer MikroStruktur aus Fasern und Knoten erwärmt. In die Porenräume der MikroStruktur wird eine
wässrige Lösung aus wasserlöslichem Polymeren gefüllt. Anschließend erfolgt eine Behandlung, um das Polymer wasserunlöslich
zu machen und dabei erhält man die zusammengesetzte Struktur bzw. das Verbundmaterial. Man erhält eine Gefäßprothese mit
hoher Durchgängigkeitsrate, in der das Neointlma, das in der
Höhle der Prothese nach der Implantation in einem lebenden Körper gebildet wird, dünn ist und bei dem die innere Höhle nicht
verschlossen bzw. verstopft wird.
Grundsätzlich können die in der japanischen Patentanmeldung 13560/67 und in der US-Patentschrift 3 953 566 beschriebenen
Verfahren zum Dehnen bzw. Strecken und Sintern des aus Polytetrafluorethylen erzeugten Rohrs verwendet werden. Zuerst
wird ein flüssiges Schmiermittel mit dem nicht gesinterten PoIytetrafluoräthylenpulver
vermischt. Das Gemisch wird dann zu einer Schlauch- bzw. Rohrform unter Verwendung eines Extruders
des Ramm-Typs extrudiert. Das Rohr bzw. der Schlauch werden in mindestens eine Richtung gedehnt bzw. gestreckt, während es
bzw. er auf eine Temperatur erhitzt wird, die nicht höher ist als die Sintertemperatur des Rohrs bzw. des Schlauche (d.h.
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etwa 3270C). Das gestreckte bzw. gedehnte Rohr wird auf eine
Temperatur von mindestens etwa 3270C erhitzt, während es so befestigt
ist, daß keine Schrumpfung auftritt. Dadurch wird die gestreckte und expandierte Struktur fixiert und man erhält ein
Rohr mit erhöhter Festigkeit.
Das wasserlösliche Polymer, ein weiteres verwendetes Ausgangsmaterial,
wird zur Erzeugung einer hydrophilen Schicht verwendet, die dem Polytetrafluoräthylenrohr Antithromboseeigenschaften
verleiht. Beispiele solcher Polymeren sind nicht ionische Polymere, wie Polyvinylalkohol, Polyäthylenoxide (einschließlich
Polyäthylenglykol), Stickstoff enthaltende Polymere, wie Polyacrylamid,
Polyvinylpyrrolidon, Polyvinylamin und Polyäthylenimin, und anionische Polymere, wie Polyacrylsäure und Polymethacrylsäure.
Diese Aufzählung soll Jedoch keine Beschränkung sein. Hydroxyester oder Carboxyester der Cellulose und Polysaccharide
kennen manchmal verwendet werden. Diese Polymeren können einzeln oder in Form ihrer Gemische verwendet werden,
wobei in einem solchen Fall sowohl eine hydrophile Schicht mit
darin adsorbiertem Wasser, und eine negativ geladene Schicht zusammen vorhanden sein können. Es ist weiterhin möglich, sowohl
eine Polyvinylpyrrolidonschicht zu erzeugen, die eine gute Affinität gegenüber dem Blut besitzt und eine hydrophile Schicht,
die damit zusammen vorliegt, vorzusehen.
Geeignete Polyvinylalkohole sind die vollständigen oder teilweise verseiften Produkte von Polyvinylacetat. Im Handel erhältliche
Qualitäten von Polyvinylalkohol können verwendet werden. Die Qualität, wie der Polymerisationsgrad des Polyvinylalkohole,
1st einheitlich.
Ein vollständig verseiftes Produkt des Polyvinylacetats besitzt einen Verseifungsgrad von etwa 98 bis 99 %· Ein teilweise verselftes Produkt besitzt einen Verseifungsgrad von etwa 85 bis
90 %, Der durchschnittliche Polymerisationsgrad kann von etwa
300 bis etwa 2 500 variieren.
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Die Löslichkeit des Polyvinylalkohole und die Viskosität des Polyvinylalkohole variieren entsprechend dem Verseifungsgrad
und dem Polymerisationsgrad. Teilweise verseifte Produkte mit einem höheren Polymerisationsgrad sind bevorzugt, damit sie
nach dem Imprägnieren und Beschichten eines Polytetrafluoräthylenrohrs
vernetzt werden können, bis sie wasserunlöslich werden.
Bevorzugt beträgt die Konzentration der wässrigen Polyvinylalkohol^
sung, die zur Behandlung des porösen Polytetrafluoräthylenrohrs verwendet wird, etwa 0,01GGew.-Ji bis etwa 12 Gew.-Ji.
Liegt die Konzentration außerhalb dieses Bereichs, beobachtet man kaum eine erkennbare Wirkung. Wenn die Viskosität zu hoch
wird, ist es in der Praxis schwierig, die Poren des Rohrs mit der wässrigen Polymerlösung zu füllen. Der Verseifungsgrad,der
Polymerisationsgrad und die Konzentration des Polyvinylalkohole sollten in Abhängigkeit von der Porosität, der Porengröße und
so weiter des porösen Rohrs, das mit dem Polyvinylalkohol imprägniert
und beschichtet werden soll, ausgewählt werden.
Polyäthylenoxid, Polyacrylamid und Polyacrylsäure sind im Handel erhältlich und die im Handel erhältlichen Materialien können
verwendet werden. Der gewünschte Polymerisationsgrad kann leicht ausgewählt werden.
Die Konzentration einer wässrigen Lösung eines solchen wasserlöslichen
Polymeren kann frei innerhalb des Bereiches von etwa 0,001 Gew.-Ji bis etwa 10 Gew.-Ji ausgewählt werden. Da jedoch
die Viskosität der wässrigen Lösung des Polymeren stark entsprechend dem Polymerisationsgrad variiert, muß die gewünschte
Konzentration eines Polymeren mit hohem Polymerisationsgrad eingestellt werden, indem man eine niedrige Konzentration an Polymeren»
verwendet, und die gewünschte Viskosität eines Polymeren mit niedrigem Polymerisationsgrad muß eingestellt werden, indem
man eine hohe Konzentration an Polymerem verwendet.
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Die Viskosität der wässrigen Lösung des Polymeren variiert nicht nur entsprechend der Konzentration des Polymeren, sondern
ebenfalls abhängig von dem pH-Wert, der Temperatur und dem
Salzgehalt der wässrigen Lösung und die Zeit, die nach der Herstellung der wässrigen Lösung vergangen ist.
Wird ein wasserlösliches Polymeres mit relativ niedrigem Polymerisationsgrad
verwendet, so kann es in einem organischen Lösungsmittel gelöst werden. Beispielsweise kann Polyacrylsäure
in Methanol, Äthanol und Propanol gelöst werden. Polyäthylenoxid kann in Trichloräthan und Oichloräthan gelöst werden, Polyvinylpyrrolidon
kann in Alkoholen, wie Methanol und Äthanol und in Dimethylformamid gelöst werden.
Wenn das Polytetrafluoräthylenrohr eine kleine Porengröße besitzt,
so können die Porenräume des Rohrs nicht mit der wässrigen Lösung eines wasserlöslichen Polymeren, wie Polyvinylalkohol,
gefüllt werden, da das Rohr selbst wasserabstoßend ist.
Das Rohr wird daher zuerst in ein Lösungsmittel eingetaucht, das in Wasser löslich ist und eine Oberflächenspannung nicht über
etwa 40 Dynes/cm besitzt, wie Äthanol, Methanol oder Aceton, oder es wird in eine wässrige Lösung eines oberflächenaktiven
Mittels und dann in Wasser eingetaucht. Das Lösungsmittel diffundiert
in das Wasser und die Poren des Rohrs werden nur mit Wasser gefüllt. Das Rohr wird dann in eine wässrige Lösung des
wasserlöslichen Polymeren eingetaucht. Das poröse Rohr kann so eingetaucht werden, daß das Rohr vollständig eingetaucht ist
oder daß nur einer Seite eingetaucht ist. Um die Poren des Rohrs einheitlich mit dem wasserlöslichen Polymeren zu imprägnieren,
■uß die darauffolgende Vernetzungsstufe durchgeführt werden,
nachdem nach dem Eintauchen ausreichend Zeit vergangen ist, daß das wasserlösliche Polymere diffundieren kann. Wenn die Zelt
zu kurz ist, ist das wasserlösliche Polymer in hoher Konzentration an der Oberfläche des porösen Rohrs verteilt und in den
Poren des Rohrs nur in niedriger Konzentration vorhanden. Das
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Rohr ist dann nicht ausreichend hydrophil. Ein weiteres Verfahren zur einheitlichen Verteilung des wasserlöslichen Polymeren
in den Rohrporen besteht darin, daß man das Eintauchverfahren in eine verdünnte wässrige Lösung des wasserlöslichen
Polymeren mehrere Male wiederholt und zwischendurch trocknet. Es wurde bestätigt, daß, wenn das poröse Rohr mit der wässrigen
Lösung getrocknet wird und erneut mit der wässrigen Lösung behandelt wird, die wässrige Lösung leichter in die Poren des
Rohrs eindringt und die Menge an wasserlöslichem Polymeren in den Poren um etwa das Zweifache zunimmt. Die Poren des Rohrs können
ebenfalls mit der wässrigen Lösung imprägniert werden, indem man die wässrige Lösung unter Druck von der Innenhöhle des Rohrs
zieht.
Das so imprägnierte wasserlösliche Polymere wird dann einer Vernetzungsbehandlung unterworfen, damit das wasserlösliche
Polymere in Wasser unlöslich wird. Dies kann durch solche Behandlungen,
wie Wärmebehandlung, chemische Reaktion, wie Acetalbildung oder Veresterung, oder durch eine Vernetzungsreaktion,
die durch ionisierende Strahlung induziert wird, erfolgen.
Polyvinylalkohol, Polyäthylenoxid, Polyacrylamid usw. sind in Wasser leicht löslich und sie werden wasserunlöslich gemacht,
indem man die Polymeren in eine dreidimensionale vernetzte Netzwerkstruktur umwandelt.
Wenn geradkettiger Polyvinylalkohol durch Wärmebehandlung teilweise
kristallisiert, teilt sich ein PolyvlnylalkoholmolekUl in einen Teil, der in den Kristallen eingeschlossen ist, und in
einen nicht in den Kristallen eingeschlossenen Teil. Die Löslichkeit in Wasser des Teils, der in den Kristallen eingeschlossen
ist, wird zerstört, als ob er chemisch verletzt würde. Der Teil, der nicht in den Kristallen eingeschlossen ist, verbleibt
amorph und 1st weiter wasserlöslich. Wie ein Molekül aus Polyvinylalkohol wird er nur noch mit Wasser gequollen und 1st in
Wasser nicht länger löslich.
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Wird mit einem Molekül eines wasserlöslichen Polymeren eine chemische Reaktion, wie eine Acetalbildung, unter Veresterung
oder eine durch ionisierende Strahlung induzierte Vernetzung durchgeführt, so ändert sich das Molekül von einem geradkettigen
Molekül zu einem zyklischen Molekül. Finden solche Reaktionen zwischen zwei Molekülen des wasserlöslichen Polymeren
statt, so ändern sich die Moleküle zu makrozyklischen Molekülen.
Die Vernetzungsreaktion kann welter ablaufen und viele Moleküle
umfassen und die Moleküle ändern sich dann zu einer dreidimensionalen Netzwerkstuktur. Damit das wasserlösliche Polymere
■it wenig Vernetzungsreaktionen wasserunsolubilisierbar wird,
ist es bevorzugt, wasserlösliche Polymere mit höherem Polymerisationsgrad und einer höheren Quellfähigkeit in Wasser zu verwenden
.
Bei der Wasserinsolubilisierung ist es wesentlich, daß mindestens zwei Vernetzungsreaktionen in dem gleichen Molekül induziert
werden. Die Zahl der Vernetzungsreaktionen muß erhöht werden, wenn der Polymerisationsgrad des wasserlöslichen Polymeren
abnimmt.
Insolubilisierung durch Wärmebehandlung erfolgt am wirksamsten
mit vollständig verseiftem Polyvinylalkohol. Sie kann durch Wärmebehandlung während etwa 4 bis etwa 6 Minuten bei etwa 150°
bis etwa 16O°C und während etwa 1 Minute bei etwa 200°C erfolgen.
Bevorzugt wird zu diesem Zeitpunkt das Polymere zum Schluß mit heißem Wasser von etwa 900C oder höher während mindestens
etwa 5 Minuten behandelt. Durch die Wärmebehandlung haftet der Polyvinylalkohol fest an der Matrix des porösen Rohrs und wird
geliert und vernetzt. Die Porosität der porösen Struktur variiert zu diesem Zeltpunkt etwas entsprechend der Konzentration des
imprägnierten und aufgetragenen Polyvinylalkohole. Die Porengröße der Struktur, Insbesondere die maximale Porengröße oder
die Porengrößenverteilung in der porösen Struktur unterscheidet sich jedoch kaum von der der Matrix des Ausgangematerials.
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Die Insolubilisierung durch Acetalbildung erfolgt durch chemische
Umsetzung des Polyvinylalkohols mit einem Aldehyd, Indem
man einen Aldehyd, wie Formaldehyd oder Glyoxal, und eine Mineralsäure zu der wässrigen Lösung des Polyvinylalkohols zugibt.
Die Insolubilisierung durch Veresterung erfolgt, indem man eine geringe Menge an Mineralsäure oder Alkali zu einem Gemisch
aus Polyacrylsäure und einem Alkohol gibt. Die Vernetzung von Polyäthylen oder Polyvinylalkohol ist bevorzugter als die Vernetzung
niedrigerer Alkohole.
Man kann weiterhin eine dreidimensionale Vernetzung unter Verwendung
einer Reaktion, bei der ein Säureamid gebildet wird, zwischen Polyacrylsäure und Polyäthylenamin, oder eine Säureamidaustauschreaktion
zwischen Polyacrylamid und Polyäthylenamin durchführen, um das Polymer wasserunlöslich zu machen.
Vird ein Gemisch aus Polyvinylalkohol und einem anderen wasserlöslichen
Polymeren, wie Polyacrylsäure, mit einem Aldehyd zur überführung des Polyvinylalkohols in das Acetal durchgeführt,
so wird Polyacrylsäure in der vernetzten Molekülkette eingeschlossen.
In diesem Pail nimmt die Polyacrylsäure nicht an der Vernetzungsreaktion teil.
Dies entspricht dem Fall, bei dem zwei oder mehrere wasserlösliche
Polymere zusammen vorhanden sind und das erste der Polymere eine Wassersolubilisierungsreaktion eingeht, das zweite
jedoch wasserlöslich bleibt, und da das zweite Polymer durch die Molekülkette des ersten Polymeren umschlungen wird, wird
die Fähigkeit des zweiten Polymeren, frei zu diffundieren, zerstört, so als ob das zweite Polymer auch eine? Wasserinsolubllisierungsreaktion
unterworfen wurde.
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Pie Insolubilisierungsbehandlung durch ionisierende Strahlung umfaßt sowohl eine Vernetzungsreaktion des wasserlöslichen
Polymeren per se als auch eine Yemetzungsreaktion mit dem PoIytetrafluoräthylenrohr.
Polyvinylalkohol zersetzt sich in trockenem Zustand leichter als er vernetzt, wenn er ionisierender .
Strahlung ausgesetzt wird. Polyvinylalkohol wird daher allgemein als zersetzbarer Kunststoff bezeichnet. Es wurde jedoch gefunden,
daß der Polyvinylalkohol in Wasseranwesenheit überwiegend eine Vernetzungsreaktion anstelle einer Zersetzungsreaktion eingeht.
Es wurde weiterhin gefunden, daß Polyacrylamid, Polyvinylpyrrolidon und Polyacrylsäure vernetzen. Es wurde bestätigt,
daß die Zersetzungsreaktion des Polytetrafluoräthylenrohrs durch Bestrahlung des Rohrs während die Poren des Rohrs mit einer
wässrigen Lösung imprägniert sind, so daß der Sauerstoff der luft ausgeschlossen ist, etwas verringert wird.
Selbst im Falle eines porösen Tetrafluoräthylenrohrs, das in Luft zersetzbar ist, kann das wasserlösliche Polymere in den
Poren des Rohrs durch Vernetzung geliert werden und das Rohr wird weniger leicht zersetzt, wenn man das Rohr ionisierender
Strahlung in einer Dosis von etwa 1 bis etwa 6 Hrd. aussetzt, während die Poren des Rohrs mit der wässrigen Lösung aus wasserlöslichen
Polymeren imprägniert bzw. das Rohr damit beschichtet ist. Wird die Bestrahlungsdosis auf weniger als etwa
1 Mrad, erniedrigt, so wird die Zersetzung der Polytetrafluoräthylenmatrix
weiter verringert. Es findet jedoch eine ungenügende Gelbildung und Vernetzung des wasserlöslichen Polymeren
statt und das Polymere verbleibt teilweise wasserlöslich. Das wasserlösliche Polymere zersetzt sich allmählich und die hydrophilen
Eigenschaften gehen schließlich verloren. Bei einer Bestrahlungsdosis über etwa 6 Mrad. findet eine bemerkenswerte
Zersetzung des Polytetrafluoräthylens statt.
Ee wurde gefunden, daß abhängig, ob während der Vernetzungereaktion
Wasser vorhanden ist oder nicht, die Bydrophilizität
des vernetzten Polymeren, insbesondere der Wassergehalt des
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Polymeren in gequollenem Zustand, stark variiert. Bei einer Insolubilisierung durch Wärmebehandlung wird selbst, wenn Wasser
zu Anfang vorhanden ist, diese vollständig während des Erhitzens bei etwa 1000C verdampft und ein ultradünner Film
aus Polyvinylalkohol wird im Inneren der Poren und auf der Porenoberfläche gebildet. Bei der nachfolgenden Wärmebehandlung
bei etwa 150 bis 2200C wird dieser Film zu einem wasserunlöslichen
vernetzten Produkt umgewandelt. Aus diesem Grund muß der vernetzte Polyvinylalkohol schließlich durch Behandlung
mit heißem Wasser bei 900C oder mehr gequollen werden.
Wenn das wasserlösliche Polymere vernetzt wird, während es in Form einer wässrigen Lösung vorliegt, unterscheidet sich die
Dichte der Vernetzung entsprechend der Konzentration der wässrigen Lösung aus wasserlöslichem Polymer. Wird das wasserlösliche
Polymere in ein wasserunlösliches vernetztes Produkt überführt, wird das Produkt ein gelartiges Produkt, das mit
Wasser in größtmöglichem Ausmaß gequollen ist. Sie Quellfähigkeit des vernetzten Produktes mit Wasser, d.h. der Wassergehalt
des Produktes, variiert stark entsprechend dem Vernetzungsverfahren, selbst wenn die gleichen porösen Polytetrafluoräthylenrohre
die gleichen wasserlöslichen Polymeren und die gleichen Konzentrationen an wässriger Lösung verwendet werden.
Die Vernetzung durch chemische Reaktion, wie Acetalbildung, Veresterung oder Säureamidbildung, oder durch ionisierende
Bestrahlung, findet in Anwesenheit von Wasser statt. Abhängig von verschiedenen Faktoren, wie der Konzentration der wässrigen
Lösung, des wasserlöslichen Polymeren und der Konzentration des Aldehyde, der Dosis der ionisierenden Bestrahlung, der Temperatur
und der Zeit, werden die Poren des Polytetrafluoräthylenrohrs mit einem feinen porösen, gequollenen gelartigen Produkt
aus wasserlöslichem Polymeren imprägniert. Es war überraschend, daß die Poremgröße des mikroporösen, gequollenen Gels
von etwa 10/U bis etwa 0,01 #u oder bis etwa 0,001 #u variiert,
wenn man die oben beschriebenen Faktoren ändert. Die Adsorption
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des Plasmaproteins wird verringert und die Innenhöhle des PoIytetrafluoräthylenrohrs
kann so eine glatte Oberfläche erhalten, die den Blutstrom nicht stört. Das mikroporöse, gequollene Gel
besitzt eine Weichheit, die den Eintritt der Pibroplasten von
der Peripherie der Gefäßprothese kaum hemmt.
Sine besonders bevorzugte erfindungsgemäße faserförmige Struktur für das Polytetrafluoräthylenrohr kann erzeugt werden, indem
man als ein Ausgangsmaterial ein Polytetrafluoräthylenrohr mit mikrofibröser Struktur verwendet, dessen Außenoberflächen
sich von seinen Innenoberflächen unterscheiden. Sie mikroporöse
Faserstruktur enthält Pasern und Knoten, die miteinander durch die Pasern verbunden sind. Bevorzugt beträgt der durchschnittliche
Paserdurchmesser an der Außenoberfläche des Rohrs mindestens
das Zweifache von dem an der Innenseite des Rohrs.
Bei einer welter bevorzugten mikrofibrösen Struktur sind die
Richtungen der Pasern an der Innenoberfläche des Rohrs radialer
ausgerichtet als die Richtungen der Pasern an der Außenoberfläche des Rohrs, oder die langen Achsen der Knoten an der
Außenoberfläche des Rohrs betragen mindestens das Zweifache der kurzen Achsen der Knoten an der Innenoberfläche des Rohrs oder
die Porengröße an der Außenoberfläche des Rohrs ist größer als die Porengröße an der Innenoberfläche des Rohrs.
Bei allen diesen mikrofibrösen Strukturen enthält die Innenoberfläche
des Rohrs Pasern mit kleinerem Durchmesser und kleinerer Porengröße als die Außenoberfläche des Rohrs.
Bach der Implantation im Körper ist die Eintrittsrate des Verbindungsgewebes
von der Peripherie erhöht und die Oberflächen-Stagnation von Blut, das über die Innenoberfläche des Rohrs
fließt, ist verringert. Durch das Pullen der Poren der mikrofibrösen
Struktur mit dem mit in Wasser unsolubilisierten, wasserlöslichen Polymeren kann die Plättchenadhäsion verringert
werden.
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Zur Erzeugung einer solchen Struktur wird das gedehnte Rohr
bei etwa 3270C oder höher durch Erhitzen des Rohrs von der
Peripherie des Rohrs, während die Innenseite des Rohrs zwangsweise
gekühlt wird, gesintert.
Das zwangsweise Kühlen an der Innenseite des Rohrs kann erfolgen, indem man kontinuierlich gekühlte Luft in die Innenhöhle
des Rohrs einleitet oder indem man den Druck in der Innenhöhle des Rohrs kontinuierlich verringert. Während die Innenoberfläche
des Rohrs kontinuierlich gekühltem Wasser auf diese Art ausgesetzt ist, wird die Sintertemperatur des polymeren Teile an
der Aufienoberfläche des Rohrs auf etwa 3270C oder darüber eingestellt.
Di· Innenoberfläche des Rohrs kann oder kann nicht auf Sintertemperatur erwärmt werden. Im Verlauf des Sinterns
sollte jedoch die Temperatur der Innenoberfläche des Rohrs immer niedriger sein als die der Außenoberfläche.
Die Pasern an der Aufienoberfläche des Rohrs werden während langer Zeit Temperaturen von etwa 3270C oder darüber ausgesetzt
und zwei oder mehrere der Fasern, die zu Beginn die gleiche faserförmlge Struktur an der Innenoberfläche (insbesondere
hinsichtlich der Faserdurchmesser) besitzen, koaleszieren und werden dicker. Damit der Faserdurchmesser verdoppelt
wird, werden vier Fasern geschmolzen und koalesziert.
Der Anteil der Wanddicke bzw. die Wanddicke an der Aufienoberfläche
des Rohrs und die Wand dicke an der Innenoberfläche des
Rohrs können variiert werden, indem man die Menge an gekühlter Luft, die durch die Innenhöhle des Rohrs und die Menge an
Wärme, die außen zugeführt wird, variiert.
Zu diesem Zeitpunkt ändert sich die Größe der Knoten nicht und die Knotengröße ist daher im wesentlichen an der Innenoberfläche
und an der Aufienoberfläche gleich.
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radial expandiert, d.h. in Richtung des Durchmessers des Rohrs,
ändert sich die mikrofibröse Struktur plötzlich. Wird das Rohr nur in long!tudinaler Richtung gestreckt bzw. gedehnt, besitzen
die Knoten eine ellipsenförmige Form mit relativ einheitlicher Größe. Wenn das Rohr in radialer Richtung des Rohrs expandiert
wird, teilen sich die in longi tud inaler Richtung gebildeten Knoten weiter in kleinere Seile, abhängig von dem Expansionsgrad
und Fasern treten wieder zwischen den Knoten auf. Sie Form der Knoten und die Länge, Richtung und Durchmesser der Fasern
variieren entsprechend dem Grad des Dehnens bzw. Streckens in longitudinaler Richtung und in radialer Richtung. Auf jeden
Fall ändern sich die Form, die Länge, die Größe usw. der Fasern beim Dehnen in longitud inaler Richtung und die Änderung hängt
ebenfalls von dem Ausmaß ab, mit dem das Rohr in diametrische Richtung nach dem Strecken in longitud inaler Richtung expandiert
wird.
Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform wird das Rohr zuerst in longitudinaler Richtung gedehnt bzw. gestreckt und
dann in radialer Richtung expandiert. Vor dem Expandieren in radialer Richtung wird die Außenoberfläche des Rohrs auf eine
Temperatur über etwa 3270C der Sintertemperatur der Polytetrafluoräthylenkristalle
erhitzt und die Innenoberfläche des Rohrs wird bei einer Temperatur von nicht mehr als etwa 3270C gehalten.
Man kann so ein Rohr erzeugen, bei dem die Außenoberfläche des Rohrs eine mikrofibröse Struktur besitzt, die nur in longitudinaler
Richtung gedehnt bzw. gestreckt wurde, und die Innenoberfläche des Rohrs eine mikrofibröse Struktur besitzt, die
biaxial gestreckt wurde, indem man das Rohr in radialer Richtung expandierte. Man kann weiterhin die mikrofibröse Struktur
der Außenoberfläche und der Innenoberfläche ändern, indem man zuerst das Rohr in radialer Richtung expandiert und dann
das Rohr in longitudinaler Richtung dehnt bzw. streckt.
Wenn in der vorliegenden Anmeldung von mikrofibrös gesprochen wird, so soll darunter auch mikrofaserartig oder mikrofaserig
verstanden werden.
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ei j
Erfindungsgemäß können die Poren aus Polytetrafluoräthylenröhren
mit einem in Wasser löslichen Polymeren gefüllt werden, danach kann das wasserlösliche Polymere behandelt werden, so
daß es wasserunlöslich wird. Bei den bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsformen werden besondere Vorteile erhalten,
da Unterschiede in der Porengröße und/oder im Durchmesser, der Festigkeit oder der Orientierung der Fasern an den Innen- und
Außenoberflächen der Rohre bzw. Schläuche auftreten.
Die mechanische Festigkeit der aus dem Polytetrafluoräthylenrohr
hergestellten Gefäßprothese wird erstens erhöht. Ein Reißen der Prothese in longltud inaler Richtung durch die verwendeten
Nähte bei der Implantatoperation kann minimal gehalten werden oder vermieden werden.
Der Bluttransport kann nur von der faserförmigen Schicht auf
der Innenoberfläche des Rohrs erfolgen. Das Rohr sollte jedoch einen
Blutdruck von 120 mmHg aushalten können, sollte durch elastisches faserförmiges Gewebe, das auf der Peripherie des Rohrs
wächst, nicht komprimiert werden und es sollte zum Zeitpunkt der Operation eine Verbindung aushalten können bzw. eingehen
können.
Die Reißfestigkeit oder die Kraft, die zum Berechen der Fasern erforderlich ist, kann erhöht werden, indem man den Durchmesser
der Fasern an der Außenoberfläche des Rohrs erhöht und indem man die Zahl der Fasern, die in einer Richtung mit rechtem
Winkel zu der Reißrichtung verlaufen, erhöht. Insbesondere besitzen Röhren, die zur Erhöhung ihrer Durchmesser in zwei
Richtungen gestreckt und expandiert wurden, verbesserte Reißfestigkeit.
Zweitens besitzen die Fasern an der Innenoberfläche einen kleineren
Durchmesser als die Fasern an der Außenoberfläche und somit kann der Oberflächenwiderstand der Prothese gegenüber der
Blutströmung erniedrigt werden und dementsprechend nimmt die
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Plättchexiadliäsiou ab. Plättchen, die die Oberfläche der Prothese
berühren und an der Oberfläche haften, erleiden eine reversible Gerinnung mit Adenosind!phosphorsäure und Calciumionen. Sie
Plättchen bilden ein irreversibles Blutgerinnsel und bilden zusammen
mit Fibrin einen Thrombus. Der Thrombus wird eine dünnere Schicht, wenn die Menge an Plättchen, die haftet, geringer ist.
Scheidet sich Fibrin auf dieser ersten Thrombusschicht ab, so nimmt seine Sicke zu und schließlich findet ein Verschluß statt.
Aus diesem Grund ist die Verringerung der Sicke der ersten Thrombusschicht eine wesentliche Forderung bei der Herstellung
von Gefäßprothesen, bei denen kein Verschluß stattfindet. Siese Wirkung ist bei Venen größer als bei Arterien. Hit anderen Worten,
kann man erwarten, daß die Sicke der Heointima in der Innenhöhle der Gefäßprothese verringert wird.
Eine dritte Wirkung ist die, daß dadurch, daß die Faserstruktur an der Außenoberflache der Gefäßprothese grob ist, Fibroblast
schnell in die Prothese aus der Peripherie der Prothese eintritt und vollständig wächst. Es ist bereits bekannt, daß
Fibroblast leicht in eine Gefäßprothese eintritt, die aus gestreckten
bzw. gewirktem oder gewebtem Sacron oder Polytetrafluorethylen
besteht, da die Prothese eine Wand aus einer groben Textur aufweist. Unmittelbar nach der Implantation findet
j «doch eine Blutung durch die Wand statt und die Fibrinschicht
In der Innenhöhle der Prothese nimmt zu. Wenn dieser Zustand andauert, wird die Prothese verstopfen bzw. werden sich Gerinnsel
bilden und schließlich wird ein Verschluß auftreten.
Sie erfindungsgemäßen Vorteile werden ebenfalls bei einer PoIytetrafluoräthylenprothese
erhalten, die an den Außen- und Innenoberflächen die gleiche faserförmige Struktur besitzt,
obgleich die Leichtigkeit, mit der Fibroblast von der Peripherie der Prothese eintreten kann, verringert werden kann.
Wenn, wie bei der bevorzugten erfindungsgemäßen Ausfuhrungsform
der Durchmesser der Fasern an der Außenoberfläche der Prothese
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mindestens das Doppelte von dem der Fasern an der Innenoberfläche
der Prothese beträgt, kann man die Sicke der Fibrinschicht an der Innenoberfläche verringern und gleichzeitig
wird der Eintritt des Fibroblasten aus der Peripherie erleichtert. Weiterhin werden ausreichende Nährstoffe zu dem auf der
Innenhöhle der Prothese gebildeten Neointima durch die Kapillargefäße zugeführt, die dicht auf dem vollständig gewachsenen
Fibroblasten wachsen. Man kann die Verkalkung der Prothese, ber dingt durch Nährstoffmangel, so verringern.
Die Nährstoffzufuhr in die Gefäßprothese für Arterien erfolgt
nicht nur durch die Kapillargefäße auf dem Fibroblasten, der von der Peripherie eingetreten ist, sondern ebenfalls durch
das Blut selbst in der Innenhöhle der Prothese. Bei Venenprothesen kann man jedoch eine Nährstoff zuf uhr aus dem Blut kaum
erwarten und die Nährstoff zuf uhr muß durch die Kapillargefäße, die in dem Fibroblasten, der von der Peripherie aus eingedrungen
ist, erfolgen. Der Eintritt des Fibroblasten von der Peripherie der Gefäßprothese ist somit wichtig, nicht nur für die
Bildung von Neointima, sondern ebenfalls für die Verhinderung einer Verkalkung der Prothesewand, die durch Nährstoffmangel
im Verlauf der Zeit nach der Implantation hervorgerufen wird, und wodurch die Durchlässigkeitsrate der Prothese nach der
Operation erhöht wird. Dies ist besonders nach der Operation von Bedeutung. Dies ist weiterhin besonders bei Venenprothesen
von Bedeutung.
Die Prothesen müssen eine Porengröße besitzen, die klein genug ist, um ein Auslaufen des zirkulierenden Blutes durch ihre
Wand zu verhindern und gleichzeitig muß die Porengröße groß genug sein, so daß der Eintritt des Fibroblasten von der Peripherie
nicht gehemmt wird.
Die erfindungsgemäßen Gefäßprothesen erfüllen diese Forderungen nicht nur wegen ihrer porösen Eigenschaften, wie die Porosität,
die Faserlänge und die Porengröße des Polytetrafluoräthylen-
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rohre, sondern ebenfalls deshalb, weil ein wasserinsolubilisiertes,
wasserlösliches Polymeres in den Poren des Rohrs vorhanden ist.
Selbst bei einer an sich bekannten Gefäßprothese, die aus gestricktem
bzw. gewirktem oder gewebtem Polytetrafluoräthylentextilmaterial erzeugt ist, und das eine so große Porosität besitzt,
daß ein Auslaufen des zirkulierenden Blutes durch die
Wand möglich wird, kann das Auslaufen des Blutes erfiudungsgemäß durch die Wand der Prothese verhindert werden, indem man
die Poren des Rohrs vollständig mit dem wasseruusolubilisierten,
wasserlöslichen Polymeren in Form eines mikroporösen gequollenen Gels füllt. Der Fibroblast kann von der Peripherie
der Prothese fortschreitend durch das gequollene Gel aus wasserlöslichem Polymeren hindurchgehen und wachsen.
Das gequollene Gel aus wasserunsolubilsiertem wasserlöslichem Polymeren in einem Polytetrafluoräthylenrohr, das poröse Eigenschaften
besitzt, bei Gefäßprothesen, besitzt die Wirkung, daß die Adsorption des Plasmaproteins zum Zeitpunkt des Kontakts
mit dem Blut von dem adsorbierten Wasser des gequollenen Gels oder durch die negative Ladung des gequollenen Gels verhindert
wird und dadurch wird die Bildung einer Fibrinschicht inhibiert und dementsprechend werden der Gefäßprothese Antithrombuseigenschaften
verliehen.
Sie erfindungsgemäße Gefäßprothese aus Verbandmaterial bzw.
mit zusammengesetzter Struktur, bei der die Poren des porösen Polytetrafluoräthylenrohrs mit einem mit Wasser insolubilisiertem,
wasserlöslichem Polymeren gefüllt sind, zeigt keinen Gefäßverschluß, bedingt durch die Verdickung der Fibrinschicht
nach der chirurgischen Operation, die Heilgeschwindigkeit der Patienten ist erhöht und eine Degeneration und Retrogression
des gebildeten Keointima werden verhindert. Die erfindungsgemäßen
Prothesen sind somit nicht nur für die Chirurgie, sondern ebenfalls für die Industrie von großer Bedeutung.
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Die folgenden Beispiele erläutern die Erfindung. Sofern nicht anders angegeben, sind alle Seile, Prozentgehalte, Verhältnisse
und ähnliche Angaben durch das Gewicht ausgedrückt.
3 leg eines feinen Pulvers F-104 (Polyflon, ein Warenzeichen
für ein Produkt von Daikin Kogyo Kabushiki Kaisha, Japan) werden
mit 0,84 kg Weißöl (Sumoil P-55» ein Warenzeichen für ein
Produkt von Muramatsu Oil Co., Ltd., Japan) vermischt. Sas Gemisch
wird zu einem Rohr mit einem Innendurchmesser von 4 mm und einem Außendurchmesser von 6 mm unter Verwendung eines
Extruders des Ramm-Typs verformt.
Weißöl wird aus dem Rohr durch Extraktion mit Irichloräthyleu
entfernt. Das 20 cm lange Rohr wird bis zu einer Länge von 120 cm gestreckt, während das Rohr auf 2800C erhitzt wird.
Zur Vermeidung eines Schrumpf ens wird ein rostfreier Stahlstab
mit einem Außendurchmesser von 3,3 mm durch das gedehnte Rohr gestreckt. Nach dem Befestigen beider Enden des Rohrs wird das
Rohr in einen Ofen von 355°C gegeben. Nachdem bestätigt wurde,
daß das Rohr eine !Temperatur von 355°C erreicht hat, wird das Rohr abgekühlt und dann wird das Rohr von dem rostfreien Stahlstab
entfernt. Das Rohr wird in Isopropylalkohol und dann in Wasser eingetaucht.
Wässrige Lösungen aus Polyvinylalkohol (PVA) (Kuraray Poval PVA-217,
ein Warenzeichen von Kuraray Co., Ltd., Japan mit einem durchschnittlichen Polymerisationsgrad von 1750 und einem Verseifungsgrad
von 88 M0I-3S) mit einer Konzentration 2, 4» 6, 8
und 10 Gew.-^ werden hergestellt. Das in Wasser eingetauchte
Rohr wird entnommen und in jede der wässrigen Polyviuylalkohollösungen
gesetzt. Das Rohr wird mindestens 30 Minuten eingetaucht und dann wird der Überschuß an anhaftender wässriger Lösung
abgequetscht. Das Rohr wird unter Verwendung eines Polyäthylenfilms abgedichtet und dann einem Elektronenstrahlbeschleuniger
mit einer Dosis von 6 Krad, ausgesetzt. Die Eigenschaften
der erhaltenen Bohre sind in der folgenden. labeile I
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aufgeführt,
Konzentration an Ρ7Δ (Gew. -Jf) |
Tabelle I | Innen durch messer (mm) |
Wand- diclce (mm) |
56 Wacsar- wiederauf nähme bzw. Feuchtigkeits gehalt |
|
Versuch Hr. |
nicht behan delt |
Blasen punkt 9 Tkg/ci/) |
3,3 | 0,52 | 0 |
1 | 2 | 0,10 | 3,25 | 0,58 | 18 |
2 | 4 | 0,34 | 3,2 | 0,60 | 25 |
3 | 6 | 0,48 | 3,2 | 0,61 | 32 |
4 | 8 | 0,75 | 3,2 | 0,62 | 40 |
5 | 10 | 1,30 | 3,15 | 0,61 | 50 |
6 | 1,9 | ||||
Der Blasenpunkt gibt den Druck an, der für die Bildung einer ersten Blase erforderlich ist, wenn das Rohr in Isopropylalkohol
eingetaucht wird und Druck von der Innenhöhle des Rohrs angelegt wird. Der Blasenpunkt wird unter Verwendung des ASTM
P316-7O-Verfahrens bestimmt. Der Blasenpunkt steht in Zusammenhang
mit der maximalen Porengröße des porösen Körpers. Bei einer kleineren maximalen Porengroße wird der Blasenpunkt höher.
Sie maximale Porengröfie der Gefäßprothese ist geringer, wenn
die Konzentration an Polyvinylalkohol höher ist und daher besitzt das Rohr eine glattere Oberfläche als die Gefäßprothese.
Der Feuchtigkeitsgehalt in jt bzw. die Wasserwiederaufnahme ist
Gewichtszunahme in jl, die das Rohr zeigt, wenn das Rohr bei
150°C während 30 Minuten zur vollständigen Verdampfung des Wassers erhitzt wird und das Rohr erneut in Wasser bei 20°0 eingetaucht
wird. Der Feuchtigkeitsgehalt wird auf der Grundlage des Gewichtes des Rohrs nach dem Trocknen angegeben. Der Wassergehalt
steht in Beziehung zu der Anzahl der Wassermoleküle, die fest an den Polyvinylalkohol gebunden sind und steht somit
in Beziehung mit der Menge an adsorbiertem Plasmaprotein.
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Sas gleiche Gemisch, das In Beispiel 1 beschrieben wurde, wird
zu einem Rohr mit einem Innendurchmesser von 3 mm und einem Außendurchmesser von 4t 5 mm extrudiert· Das Weißöl wird aus
dem Rohr durch Extraktion mit Trichloräthylen entfernt. Das Rohr wird dann mit einer Geschwindigkeit von 17,5 cm/Hin, in
einen elektrischen Ofen (35 cm lang), der auf 3600C erhitzt
ist, und an den Vorder- und Hinterenden geöffnet ist, transportiert und mit einer Geschwindigkeit von 52,5 cm/Hin, aufgewickelt·
Das Rohr wird als Folge dieser Behandlung auf das Dreifache seiner ursprünglichen Länge gedehnt.
Das gedehnte Rohr bzw. der gedehnte Schlauch wird dann mit einer Geschwindigkeit von 70 cm/Hin, in einen 40 cm langen
elektrischen Ofen, der auf 5000C erhitzt ist, geleitet. Am
Auslaß des elektrischen Ofens ist eine 15 cm lange Vorrichtung eingebracht, durch die der Druck um die Peripherie des Rohrs
verringert wird. Durch die Druckverringerung auf - etwa 10 bis 20 Torr unter Verwendung dieser Vorrichtung erhöht sich der
Innendurchmesser des Rohrs von 3 mm auf 4,3 mm.
Wird das entstehende Rohr in Isopropylalkohol eingetaucht und
wird durch die Innenhöhle des Rohrs Druck angelegt, so zeigt das Rohr einen Blasenpunkt von 0,31 kg/cm . Wird das Rohr umgedreht
(das Innere nach außen), so zeigt das Rohr einen Blasenpunkt von 0,26 kg/cm . Dies bedeutet, daß sich die maximalen
Porengrößen der Außen- und Innenoberflächen unterscheiden.
Mischungen aus wässrigen Lösungen aus Polyvinylalkohol (Kuraray Poval PVA-217, wie in Beispiel 1 beschrieben) und Polyacrylsäure
(Molekulargewicht etwa 200 000) werden in den in der folgenden Tabelle II aufgeführten Konzentration hergestellt.
Jede, der Lösungen wird in die Innenhöhle des Rohrs unter einem Druck von 3 kg/cm2 gezwungen. Die wässrigen Lösungsmischungen treten aus der gesamten Oberfläche des Rohrs hervor
bzw. schwitzen aus. Nach dem Waschen wird der Oberschuß an wäss-
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riger Lösungsmiechung an der Außeuoberfläche des Rohrs abgewischt.
Bas Rohr wird dann 2 Minuten in ein Glyoxalbad eingetaucht,
dann bei 1000C 20 Sekunden erhitzt und dann mit Wasser
gewaschen. Das verwendete Glyoxalbad wird hergestellt, indem 2 Gew.-Teile Schwefelsäure und 0,5 Gew.-Teile Natriumsulfat
zu einer wässrigen Glyoxallösung mit einer Konzentration von etwa 40 Gew.-56 zugibt.
Die erhaltenen Rohre besitzen die in der folgenden Tabelle Il aufgeführten Eigenschaften.
Versuch Hr. |
Konzentra tion (?6) PVA PAA* |
0 | Blasen punkt « (kg/cm*) |
Innendurch messer (mm) |
Wand- dicke (mm) |
Reißfestig keit (g/Schicht) |
7 | 0 | 5 | 0,31 | 4,3 | 0,42 | 165 |
8 | 1.5 | 5 | 0,75 | 4,1 | 0,44 | 320 |
9 | 3 | 5 | 0,70 | 4,0 | 0,44 | 400 |
10 | 5 | 3,3 | 0,65 | 3,9 | 0,45 | 570 |
11 | 1,0 | 0 | 0,39 | 4,1 | 0,43 | 520 |
12 | 3 | 0 | 0,32 | 3,9 | 0,43 | 300 |
13 | 6 | 3 | 0,47 | 3,9 | 0,44 | 580 |
14 | 0 | 6 | 0,24 | 4,2 | 0,42 | 180 |
15 | 0 | 0,24 | 4,2 | 0,42 | 210 |
♦PAA: Polyacrylsäure
Wird die Konzentration der wässrigen Lösung erhöht, so nimmt der Blasenpunkt des Rohrs zu und der Innendurchmesser des Rohrs
nimmt etwas ab.
Die Reißfestigkeit des Rohrs ist eine Eigenschaft der Gefäßprothese
bei der Yerbindungsoperation unter Verwendung einer Naht.
Aus den obigen Ergebnissen ist erkennbar, daß die erfindungsgemäßen Rohre eine wesentlich höhere Reißfestigkeit besitzen
als Rohre, die nicht mit einer wässrigen Lösung aus wasserlöslichem Polymeren behandelt wurden.
809806/0999
Die mit der wässrigen Lösung aus Polyacrylsäure behandelten
Rohre zeigen in wässriger Kaliumhydroxidlösung eine Neutralisationsreaktion und die dissoziierten Carboxylgruppen sind
negativ geladen.
Eine wässrige Lösung aus Polyacrylsäure in einer Konzentration von 3 und 6 Gew.-j6 werden in die gleiche Art von Rohr, wie
es in Beispiel 2 beschrieben wurde, gezwungen. Jedes der Rohre wird 1 Minute in ein 10 Gew.-φ Schwefelsäure enthaltendes Ä'thylenglykolbad
eingetaucht, 20 Sekunden in einem Heizofen bei 1000C erhitzt und dann mit Wasser gewaschen.
Sie entstehenden Rohre besitzen einen Blasenpunkt von 0,32 kg/cm
(bei einer Konzentration von 3 #) und 0,40 kg/cm (bei einer
Konzentration von 6 j6) und eine Reißfähigkeit von 200 g/Schicht
bei einer Konzentration von 3 # und 230 g/Schicht bei einer Konzentration
von 6 56.
Man arbeitet wie in Beispiel 1 beschrieben, ausgenommen, daß eine 8 #ige wässrige Lösung von Polyvinylpyrrolidon anstelle
der Polyvinylalkohollösung verwendet wird. Das erhaltene Rohr besitzt einen Blasenpunkt von 1,4 kg/cm , wohingegen ein Rohr,
das nicht mit einer Polyvinylpyrrolidonlösung behandelt wurde,
einen Blasenpunkt von 0,1 kg/cm besitzt.
Eine 4 Jiige wässrige Lösung aus Polyvinylalkohol (Kuraray Poval
PYA-217, wie in Beispiel 1 beschrieben) wird in die gleiche Art von Rohr, wie es in Beispiel 7 beschrieben wurde, gezwungen.
Das Rohr wird 10 Hinuten in einem Heizofen bei 1800C erhitzt
und 10 Hinuten mit heißem Wasser von 900C behandelt. Das Rohr
besitzt einen Wassergehalt von 38 j6.
809808/0999
Wird das Rohr mit einer wässrigen Lösungsmittelmischung behandelt,
die 3 ^ Ithylenglykol und 6 # Polyvinylalkohol enthält,
und bei den gleichen Bedingungen in der Wärme behandelt, so besitzt das entstehende Rohr einen Wassergehalt von 120 j6.
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Claims (1)
19. August 1977 P 11 930-60/co
Patentansprüche
iGefäßprothese aus einem Yerbundmaterial, dadurch gekennzeichnet,
daß sie eine poröse Polytetrafluoräthyl enr öhre enthält, wobei die Poren der porösen Polytetrafluoräthyl
enröhre mit mindestens einem in Wasser nicht solubilisierbarenj wasserlöslichen Polymeren gefüllt sind.
2. Gefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das in Wasser nicht solubilisierbare wasserlösliche Polymere teilweise oder vollständig unter
Bildung eines mikroporösen gequollenen Gels vernetzt wurde.
3. Gefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die poröse Polytetrafluoräthylenröhre
eine MikroStruktur aus Knoten, die miteinander durch Pasern verbunden sind, besitzt, und daß sich die Mikrostruktur zwischen
der Außenoberfläche der porösen Polytetrafluoräthylenröhre und der Innenoberfläche der porösen Polytetrafluor-
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ORIGINAL INSPECTED
äthylenröhre unterscheidet.
4. Gefäßprothese nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet,
daß die poröse Polytetrafluoräthylenröhre eine MikroStruktur aus Knoten, die miteinander durch Pasern
verbunden sind, .hat, und daß sich die MikroStruktur zwischen der Außenoberfläche der porösen Polytetrafluoräthylenröhre
und der Innenoberfläche der porösen Polytetrafluor- äthylenröhre unterscheidet.
5. Gefäßprothese nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der Durchmesser der Fasern an der
Außenoberfläche der porösen Polytetrafluoräthylenröhre mindestens das Zweifache des Durchmessers der Fasern an der
Innenoberfläche der porösen Polytetrafluoräthylenröhre beträgt.
6. Gefäßprothese nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet,
daß die Richtungen der Pasern an der Innenoberfläche der porösen Polytetrafluoräthylenröhre radialer
verlaufen als die der Pasern an der Außenoberfläche der porösen Polytetrafluoräthylenröhre.
7. Gefäßprothese nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet,
daß die lange Achse von jedem Knoten an der Außenoberfläche der porösen Polytetrafluoräthylenröhre
mindestens das Zweifache der langen Achse von jedem Knoten an der Innenoberfläche der porösen Polytetrafluoräthylenröhre
beträgt.
8. Gefäßprothese nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Porengröße an der Außenoberfläche
der porösen Polytetrafluoräthylenröhre größer ist als die Porengröße an der Innenoberfläche der porösen Polytetrafluoräthylenröhre.
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9. Gefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch g e k e η η
zeichnet, daß das wasserlösliche Polymere ein Hydroxylgruppen enthaltendes Polymeres ist.
10. Gefäßprothese nach Anspruch 2, dadurch g e k e η η
zeichnet, daß das wasserlösliche Polymere ein Hydroxylgruppen enthaltendes Polymeres ist.
11. Gefäßprothese nach Anspruch 9, dadurch g e k e η η zeichnet, daß das Hydroxylgruppen enthaltende Polymere
ein Polyvinylalkohol ist.
12. Gefäßprothese nach Anspruch 10, dadurch gekenn ζ ei chnet, daß das Hydroxylgruppen enthaltende Polymere
Vinylalkohol ist.
13. Gefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet, daß das wasserlösliche Polymere ein Carboxylgruppen
enthaltendes Polymeres ist.
14. Gefäßprothese nach Anspruch 2, dadurch gekenn zeichnet, daß das wasserlösliche Polymere ein Carboxylgruppen
enthaltendes Polymeres ist.
15. Gefäßprothese nach Anspruch 13, dadurch gekenn zeichnet, daß das Carboxylgruppen enthaltende Polymere
Polyacrylsäure ist.
16. Gefäßprothese nach Anspruch 14, dadurch gekenn zeichnet, daß das Carboxylgruppen enthaltende Polymere
Polyacrylsäure ist.
17· Gefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekenn zeichnet, daß das wasserlösliche Polymere ein Stickstoff
enthaltendes Polymeres ist.
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18. Gefäßpro these nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet,
daß das wasserlösliche Polymere ein Stickstoff enthaltendes Polymeres ist.
19* Gefäßprothese nach Anspruch 17» dadurch gekenn
zeichnet, daß das Stickstoff enthaltende Polymere Polyvinylpyrrolidon ist.
20. Gefäßprothese nach Anspruch 18, dadurch gekenn zeichnet, daß das Stickstoff enthaltende Polymere
Polyvinylpyrrolidon ist.
21. Gefäßpro these nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das wasserlösliche Polymere ein Gemisch aus einem Carboxylgruppen enthaltenden Polymeren und
einem Hydroxylgruppen enthaltenden Polymeren ist.
22. Gefäßprothese nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das wasserlösliche Polymere ein Gemisch
aus einem Carboxylgruppen enthaltenden Polymeren und einem Hydroxylgruppen enthaltenden Polymeren ist.
23. Gefäßprothese nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet,
daß das wasserlösliche Polymere ein Gemisch aus Polyacrylsäure und Polyvinylalkohol ist.
24. Gefäßprothese nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß das wasserlösliche Polymere
ein Gemisch aus Polyacrylsäure und Polyvinylalkohol ist.
25. Gefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das wasserlösliche Polymere ein Gemisch aus einem Stickstoff enthaltenden Polymeren
und einem Hydroxylgruppen enthaltenden Polymeren ist.
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26. Gefäßprothese nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet,
daß das wasserlösliche Polymere ein Gemisch aus einem Stickstoff enthaltenden Polymeren
und einem Hydroxylgruppen enthaltenden Polymeren ist.
27. Gefäßprothese nach Anspruch 25* dadurch gekennzeichnet,
daß das wasserlösliche Polymere ein Gemisch aus Polyvinylalkohol und Polyvinylpyrrolidon
ist.
28. Gefäßprothese nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, daß das wasserlösliche Polymere
ein Gemisch aus Polyvinylalkohol und Polyvinylpyrrolidon ist.
29. Verfahren zur Herstellung einer Gefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß man die Poren einer-porösen Folytetrafluoräthylenröhre
mit mindestens einem wasserlöslichen Polymeren einschließlich Polyvinylalkohol behandelt und die imprägnierte Röhre
wärmebehandelt, ^ den polyvinylalkohol in wasserunlöslichen
Zustand zu überführen.
30. Verfahren zur Herstellung einer Gefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß man die Poren einer porösen Poly t et rafluoräthy leuröhr β mit mindestens einem wasserlöslichen Polymeren einschließlich
Polyvinylalkohol behandelt und den Polyvinylalkohol durch Acetalbildung in wasserunlöslichen Zustand überführt.
31. Verfahren zur Herstellung einer Gefäßprothese nach Anspruch
1, dadurch gekennzeichnet, daß man die Foren einer porösen Polytetrafluoräthylenröhre
mit mindestens einem wasserlöslichen Polymeren einschließlich eines Carboxylgruppen enthaltenden Polymeren behandelt
und das Carboxylgruppen enthaltende Polymere teilweise oder
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vollständig durch Veresterung in wasserunlöslichen Zustand
überführt.
32. Yerfahren zur Herstellung einer GefäBprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß man die Poren einer porösen Tetrafluoräthylenröhre mit mindestens einem wasserlöslichen Polymeren behandelt und
die imprägnierte poröse Polytetrafluoräthylenröhre ionisierender Strahlung aussetzt, um das wasserlösliche Polymere
teilweise oder vollständig in wasserunlöslichen Zustand zu überführen.
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Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP51099808A JPS5834137B2 (ja) | 1976-08-20 | 1976-08-20 | 複合構造血管補綴物及びその製造方法 |
JP52079387A JPS5937979B2 (ja) | 1977-07-01 | 1977-07-01 | 複合構造血管補綴物及びその製造方法 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2737486A1 true DE2737486A1 (de) | 1978-02-23 |
DE2737486B2 DE2737486B2 (de) | 1980-07-10 |
Family
ID=26420403
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE2737486A Ceased DE2737486B2 (de) | 1976-08-20 | 1977-08-19 | Gefäßprothese |
Country Status (10)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4193138A (de) |
AU (1) | AU506964B2 (de) |
BR (1) | BR7705520A (de) |
CA (1) | CA1103530A (de) |
DE (1) | DE2737486B2 (de) |
FR (1) | FR2361862A1 (de) |
GB (1) | GB1537448A (de) |
IT (1) | IT1106274B (de) |
NL (1) | NL165647C (de) |
SE (1) | SE433438B (de) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0002931A1 (de) * | 1977-12-21 | 1979-07-11 | David Goldfarb | Material zur Herstellung von prothetischen Gefässvorrichtungen und aus diesem Material hergestellte prothetische Vorrichtungen |
EP0271216A2 (de) * | 1986-11-10 | 1988-06-15 | Ube-Nitto Kasei Co. Ltd. | Künstliche Gefässprothese und Verfahren zu ihrer Herstellung |
Families Citing this family (88)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5413694A (en) * | 1977-07-01 | 1979-02-01 | Sumitomo Electric Industries | Composite blood vessel prosthesis and method of producing same |
CA1147109A (en) * | 1978-11-30 | 1983-05-31 | Hiroshi Mano | Porous structure of polytetrafluoroethylene and process for production thereof |
US4713070A (en) * | 1978-11-30 | 1987-12-15 | Sumitom Electric Industries, Ltd. | Porous structure of polytetrafluoroethylene and process for production thereof |
US4286341A (en) * | 1979-04-16 | 1981-09-01 | Iowa State University Research Foundation, Inc. | Vascular prosthesis and method of making the same |
US4321914A (en) * | 1980-04-22 | 1982-03-30 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Percutaneous conduit having PTFE skirt |
US4385093A (en) * | 1980-11-06 | 1983-05-24 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Multi-component, highly porous, high strength PTFE article and method for manufacturing same |
WO1982001647A1 (en) * | 1980-11-17 | 1982-05-27 | Robert L Kaster | Vascular graft |
US4441215A (en) * | 1980-11-17 | 1984-04-10 | Kaster Robert L | Vascular graft |
FR2499848B1 (fr) * | 1981-02-18 | 1985-07-05 | Biotrol Sa Lab | Prothese vasculaire et dispositif pour sa mise en place |
US5034265A (en) * | 1983-08-01 | 1991-07-23 | Washington Research Foundation | Plasma gas discharge treatment for improving the compatibility of biomaterials |
US4594407A (en) * | 1983-09-20 | 1986-06-10 | Allied Corporation | Prosthetic devices derived from krebs-cycle dicarboxylic acids and diols |
JPS60227763A (ja) * | 1984-04-27 | 1985-11-13 | 筏 義人 | 抗血栓性医用材料 |
JPS61151245A (ja) * | 1984-12-25 | 1986-07-09 | Sumitomo Electric Ind Ltd | 多孔性薄膜材料の表面処理方法 |
US5219894A (en) * | 1984-12-25 | 1993-06-15 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Method for treating the surface of a thin porous film material |
US4632842A (en) * | 1985-06-20 | 1986-12-30 | Atrium Medical Corporation | Glow discharge process for producing implantable devices |
US4718907A (en) * | 1985-06-20 | 1988-01-12 | Atrium Medical Corporation | Vascular prosthesis having fluorinated coating with varying F/C ratio |
US4619172A (en) * | 1985-07-05 | 1986-10-28 | Rafael Perez | Cutting saw for grinding solid materials |
DE3627487A1 (de) * | 1986-08-13 | 1988-02-25 | Bernd Dr Steckmeier | Gefaessprothese |
US4877029A (en) * | 1987-03-30 | 1989-10-31 | Brown University Research Foundation | Semipermeable nerve guidance channels |
US5061276A (en) * | 1987-04-28 | 1991-10-29 | Baxter International Inc. | Multi-layered poly(tetrafluoroethylene)/elastomer materials useful for in vivo implantation |
US4816339A (en) * | 1987-04-28 | 1989-03-28 | Baxter International Inc. | Multi-layered poly(tetrafluoroethylene)/elastomer materials useful for in vivo implantation |
US5181903A (en) * | 1988-03-25 | 1993-01-26 | Duke University | Method for improving a biomaterial's resistance to thrombosis and infection and for improving tissue ingrowth |
US4973609A (en) * | 1988-11-17 | 1990-11-27 | Memron, Inc. | Porous fluoropolymer alloy and process of manufacture |
US5376118A (en) * | 1989-05-10 | 1994-12-27 | United States Surgical Corporation | Support material for cell impregnation |
US5147400A (en) * | 1989-05-10 | 1992-09-15 | United States Surgical Corporation | Connective tissue prosthesis |
US5217495A (en) * | 1989-05-10 | 1993-06-08 | United States Surgical Corporation | Synthetic semiabsorbable composite yarn |
US4990158A (en) * | 1989-05-10 | 1991-02-05 | United States Surgical Corporation | Synthetic semiabsorbable tubular prosthesis |
US4955899A (en) * | 1989-05-26 | 1990-09-11 | Impra, Inc. | Longitudinally compliant vascular graft |
US5152782A (en) * | 1989-05-26 | 1992-10-06 | Impra, Inc. | Non-porous coated ptfe graft |
US5100422A (en) * | 1989-05-26 | 1992-03-31 | Impra, Inc. | Blood vessel patch |
US5104400A (en) * | 1989-05-26 | 1992-04-14 | Impra, Inc. | Blood vessel patch |
DE69125828T2 (de) * | 1991-05-21 | 1997-07-31 | Hewlett Packard Gmbh | Verfahren zur Vorbehandlung der Oberfläche eines medizinischen Artikels |
JP3149970B2 (ja) * | 1991-08-06 | 2001-03-26 | ジャパンゴアテックス株式会社 | 散気材及びそれを用いたガスの散気方法 |
US5584875A (en) * | 1991-12-20 | 1996-12-17 | C. R. Bard, Inc. | Method for making vascular grafts |
EP0630432B1 (de) * | 1992-03-13 | 1999-07-14 | Atrium Medical Corporation | Gegenstände aus expandiertem fluorpolymer (z. b. polytetrafluorethylen) mit komtrolliert eingestellter porosität, sowie seine herstellung |
DE69326631T2 (de) * | 1992-03-19 | 2000-06-08 | Medtronic Inc | Intraluminales Erweiterungsgerät |
US5665114A (en) * | 1994-08-12 | 1997-09-09 | Meadox Medicals, Inc. | Tubular expanded polytetrafluoroethylene implantable prostheses |
DE69524501T2 (de) * | 1994-08-12 | 2002-05-29 | Meadox Medicals Inc | Mit einen Heparin enhaltendes Kollagendichtmittel imprägniertes Gefässtransplantat |
BE1009277A3 (fr) * | 1995-04-12 | 1997-01-07 | Corvita Europ | Tuteur auto-expansible pour dispositif medical a introduire dans une cavite d'un corps, et son procede de preparation. |
BE1009278A3 (fr) * | 1995-04-12 | 1997-01-07 | Corvita Europ | Tuteur auto-expansible pour dispositif medical a introduire dans une cavite d'un corps, et dispositif medical muni d'un tel tuteur. |
US5700269A (en) * | 1995-06-06 | 1997-12-23 | Corvita Corporation | Endoluminal prosthesis deployment device for use with prostheses of variable length and having retraction ability |
WO1996040302A1 (en) * | 1995-06-07 | 1996-12-19 | W.L. Gore & Associates, Inc. | Bioabsorbable space filling soft tissue prosthesis |
WO1997010807A1 (en) * | 1995-09-22 | 1997-03-27 | Gore Hybrid Technologies, Inc. | Improved cell encapsulation device |
US5628788A (en) * | 1995-11-07 | 1997-05-13 | Corvita Corporation | Self-expanding endoluminal stent-graft |
US6348066B1 (en) * | 1995-11-07 | 2002-02-19 | Corvita Corporation | Modular endoluminal stent-grafts and methods for their use |
US5800512A (en) * | 1996-01-22 | 1998-09-01 | Meadox Medicals, Inc. | PTFE vascular graft |
CA2197375C (en) * | 1996-02-15 | 2003-05-06 | Yasuhiro Okuda | Artificial blood vessel |
CA2199890C (en) * | 1996-03-26 | 2002-02-05 | Leonard Pinchuk | Stents and stent-grafts having enhanced hoop strength and methods of making the same |
US5916585A (en) * | 1996-06-03 | 1999-06-29 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Materials and method for the immobilization of bioactive species onto biodegradable polymers |
US5914182A (en) * | 1996-06-03 | 1999-06-22 | Gore Hybrid Technologies, Inc. | Materials and methods for the immobilization of bioactive species onto polymeric substrates |
US5874165A (en) * | 1996-06-03 | 1999-02-23 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Materials and method for the immobilization of bioactive species onto polymeric subtrates |
US5925074A (en) | 1996-12-03 | 1999-07-20 | Atrium Medical Corporation | Vascular endoprosthesis and method |
US6010529A (en) * | 1996-12-03 | 2000-01-04 | Atrium Medical Corporation | Expandable shielded vessel support |
US6056993A (en) * | 1997-05-30 | 2000-05-02 | Schneider (Usa) Inc. | Porous protheses and methods for making the same wherein the protheses are formed by spraying water soluble and water insoluble fibers onto a rotating mandrel |
US6187038B1 (en) | 1998-04-08 | 2001-02-13 | Sulzer Carbomedics Inc. | Small bore biologic graft with therapeutic delivery system |
US6368347B1 (en) | 1999-04-23 | 2002-04-09 | Sulzer Vascutek Ltd. | Expanded polytetrafluoroethylene vascular graft with coating |
US7641958B2 (en) | 2002-04-25 | 2010-01-05 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Membrane for use in sutured or sutureless surgical procedures |
US20030225439A1 (en) * | 2002-05-31 | 2003-12-04 | Cook Alonzo D. | Implantable product with improved aqueous interface characteristics and method for making and using same |
US7789908B2 (en) * | 2002-06-25 | 2010-09-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Elastomerically impregnated ePTFE to enhance stretch and recovery properties for vascular grafts and coverings |
US7166574B2 (en) * | 2002-08-20 | 2007-01-23 | Biosurface Engineering Technologies, Inc. | Synthetic heparin-binding growth factor analogs |
US8227411B2 (en) * | 2002-08-20 | 2012-07-24 | BioSurface Engineering Technologies, Incle | FGF growth factor analogs |
US7598224B2 (en) | 2002-08-20 | 2009-10-06 | Biosurface Engineering Technologies, Inc. | Dual chain synthetic heparin-binding growth factor analogs |
US7468210B1 (en) | 2002-12-10 | 2008-12-23 | Biosurface Engineering Technologies, Inc. | Cross-linked heparin coatings and methods |
WO2004093932A1 (en) * | 2003-04-21 | 2004-11-04 | Verigen Ag | A seeded tear resistant scaffold |
US20050038503A1 (en) * | 2003-05-29 | 2005-02-17 | Secor Medical, Llc | Filament based prosthesis |
US9861346B2 (en) | 2003-07-14 | 2018-01-09 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Patent foramen ovale (PFO) closure device with linearly elongating petals |
US20080227696A1 (en) * | 2005-02-22 | 2008-09-18 | Biosurface Engineering Technologies, Inc. | Single branch heparin-binding growth factor analogs |
ATE482228T1 (de) | 2004-02-20 | 2010-10-15 | Biosurface Eng Tech Inc | Positiver modulator des knochenmorphogenetisches protein-2 (bmp-2) |
US8029563B2 (en) * | 2004-11-29 | 2011-10-04 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Implantable devices with reduced needle puncture site leakage |
US7381331B2 (en) * | 2005-09-30 | 2008-06-03 | General Electric Company | Hydrophilic membrane and associated method |
US7631768B2 (en) * | 2005-11-04 | 2009-12-15 | General Electric Company | Membrane and associated method |
US7291696B2 (en) * | 2005-11-04 | 2007-11-06 | General Electric Company | Composition and associated method |
US8163002B2 (en) * | 2005-11-14 | 2012-04-24 | Vascular Devices Llc | Self-sealing vascular graft |
WO2007127989A2 (en) * | 2006-04-28 | 2007-11-08 | Medtronic, Inc. | Wettable eptfe medical devices |
US7820172B1 (en) | 2006-06-01 | 2010-10-26 | Biosurface Engineering Technologies, Inc. | Laminin-derived multi-domain peptides |
JP2009541358A (ja) | 2006-06-22 | 2009-11-26 | バイオサーフェス エンジニアリング テクノロジーズ,インク. | 骨形成を強化するためにbmp−2増幅因子/共活性化因子を送達するための組成物および方法 |
WO2008124603A1 (en) | 2007-04-05 | 2008-10-16 | Nmt Medical, Inc. | Septal closure device with centering mechanism |
US20130165967A1 (en) | 2008-03-07 | 2013-06-27 | W.L. Gore & Associates, Inc. | Heart occlusion devices |
DE102009004848B3 (de) * | 2009-01-16 | 2010-04-15 | Sartorius Stedim Biotech Gmbh | Elektronenstrahlinduzierte Modifizierung von Membranen durch Polymere |
US20120029556A1 (en) | 2009-06-22 | 2012-02-02 | Masters Steven J | Sealing device and delivery system |
US8956389B2 (en) | 2009-06-22 | 2015-02-17 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Sealing device and delivery system |
US9415193B2 (en) | 2011-03-04 | 2016-08-16 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Eluting medical devices |
US9770232B2 (en) | 2011-08-12 | 2017-09-26 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Heart occlusion devices |
US10173038B2 (en) | 2012-09-05 | 2019-01-08 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Retractable sheath devices, systems, and methods |
US10828019B2 (en) | 2013-01-18 | 2020-11-10 | W.L. Gore & Associates, Inc. | Sealing device and delivery system |
US9814560B2 (en) | 2013-12-05 | 2017-11-14 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Tapered implantable device and methods for making such devices |
US9808230B2 (en) | 2014-06-06 | 2017-11-07 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Sealing device and delivery system |
BR112017025950A2 (pt) | 2015-06-05 | 2018-08-14 | W. L. Gore & Associates, Inc. | ?prótese implantável de baixo sangramento com um afunilador? |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2508570A1 (de) * | 1974-04-02 | 1975-10-23 | Gore & Ass | Prothese |
DE2514231A1 (de) * | 1974-10-24 | 1976-05-06 | David Goldfarb | Gefaessprothese |
Family Cites Families (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3094762A (en) * | 1959-01-07 | 1963-06-25 | Us Catheter & Instr Corp | Tetrafluoroethylene resin tubing |
US3511684A (en) * | 1967-05-17 | 1970-05-12 | Abbott Lab | Method of treating polymeric resin to display nonthrombogenicity |
-
1977
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- 1977-08-19 NL NL7709199.A patent/NL165647C/xx not_active IP Right Cessation
- 1977-08-19 AU AU28052/77A patent/AU506964B2/en not_active Expired
- 1977-08-19 CA CA285,033A patent/CA1103530A/en not_active Expired
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2508570A1 (de) * | 1974-04-02 | 1975-10-23 | Gore & Ass | Prothese |
DE2514231A1 (de) * | 1974-10-24 | 1976-05-06 | David Goldfarb | Gefaessprothese |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0002931A1 (de) * | 1977-12-21 | 1979-07-11 | David Goldfarb | Material zur Herstellung von prothetischen Gefässvorrichtungen und aus diesem Material hergestellte prothetische Vorrichtungen |
EP0271216A2 (de) * | 1986-11-10 | 1988-06-15 | Ube-Nitto Kasei Co. Ltd. | Künstliche Gefässprothese und Verfahren zu ihrer Herstellung |
EP0271216A3 (en) * | 1986-11-10 | 1989-08-16 | Ube-Nitto Kasei Co. Ltd. | Synthetic vascular prosthesis and method for manufacturing same |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
IT1106274B (it) | 1985-11-11 |
SE7709382L (sv) | 1978-02-21 |
FR2361862A1 (fr) | 1978-03-17 |
GB1537448A (en) | 1978-12-29 |
US4193138A (en) | 1980-03-18 |
NL7709199A (nl) | 1978-02-22 |
AU2805277A (en) | 1979-02-22 |
SE433438B (sv) | 1984-05-28 |
BR7705520A (pt) | 1978-04-25 |
AU506964B2 (en) | 1980-01-31 |
DE2737486B2 (de) | 1980-07-10 |
NL165647B (nl) | 1980-12-15 |
CA1103530A (en) | 1981-06-23 |
NL165647C (nl) | 1981-05-15 |
FR2361862B1 (de) | 1981-10-02 |
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8235 | Patent refused |