DE2857925C2

DE2857925C2 -

Info

Publication number: DE2857925C2
Application number: DE19782857925
Authority: DE
Inventors: Heinrich Dipl.-Ing. 7407 Rottenburg De Planck; Peter Dr.-Ing. 7410 Reutlingen De Ehrler
Original assignee: B Braun Melsungen AG
Current assignee: B Braun Melsungen AG
Priority date: 1978-02-14
Filing date: 1978-02-14
Publication date: 1988-08-11

Description

Die Erfindung betrifft eine Blutgefäßprothese gemäß dem Oberbegriff des Anspruches 1.

Bei einer bekannten Blutgefäßprothese dieser Art (DE-OS 25 34 935) werden ihre Kunststoffeinzelfasern durch Eindüsen in ein elektrostatisches Feld aus der Düse gezogen und entlang den elektrostatischen Feldlinien zu einer Sammelvorrichtung transportiert und miteinander fest verbunden. Da die Lage der einzelnen Fasern in der Blutgefäßprothese durch das elektrostatische Feld entscheidend bestimmt wird, läßt sich die Struktur dieser Blutgefäßprothese nur in engen Grenzen variieren.

Bei einer anderen bekannten Blutgefäßprothese (DE-OS 27 02 513), die aus einem Schlauch aus porösem Polytetrafluorethylen besteht, der eine Faserstruktur aus Knoten und Fasern, welche die Knoten miteinander verbinden, hat, können die Fasern auf der inneren Oberfläche mehr radial verteilt sein als auf der äußeren Oberfläche. Diese Fasern bilden keine Einzelfasern, sondern die Knoten verbindende Brücken und können auf Grund des Herstellungsverfahrens dieser Blutgefäßprothese, bei dem die Fasern und Knoten durch Verstrecken eines durch Extrudieren hergestellten Polytetrafluorethylenschlauches entstehen, in ihren Richtungen nur durch die Größe der axialen und radialen Dehnungen des Schlauches bei dessen Verstecken beeinflußt werden. Auch ist diese Blutgefäßprothese in ihren sonstigen Eigenschaften durch das Polytetrafluorethylen festgelegt, bspw. nicht elastisch dehnbar herstellbar.

Es ist ferner ein zum extrakorporalen Anschluß künstlicher Organe, wie Niere oder Lunge, bestimmtes künstliches Blutgefäß bekannt (DE-GM 70 13 258), das aus einem faserverstärkten, mehrschichtigen, flüssigkeitsundurchlässigen Schlauch besteht. Der mehrschichtige Aufbau dient dazu, um innenseitig einer faserverstärkten Schicht eine Schicht aus kollagenen bzw. außenseitig eine Schicht aus faserlosem Silikongummi vorzusehen. Dieses künstliche Blutgefäß dient nicht als Blutgefäßprothese, sondern als punktierbarer Shunt zum extrakorporalen zeitweiligen Einsatz als Anschluß künstlicher Organe, bspw. während Operationen. Auch ist dieses Gefäß nicht dehnbar und eignet sich nicht als Implantat.

Es ist Aufgabe der Erfindung, eine künstliche Blutgefäßprothese zu schaffen, welche ohne Knickgefahr bis zu relativ kleinen Krümmungsradien elastisch gebogen werden kann. Ferner soll es durch die Erfindung auch möglich werden, daß, falls erwünscht, Blutgefäßprothesen herstellbar sind, welche nicht nur anfänglich radial elastisch aufweitbar sind, sondern diese radiale elastische Aufweitbarkeit nach dem Implantieren noch über Jahre hinweg, ggfs. über viele Jahre hinweg behalten, so daß eine solche Blutgefäßprothese nach dem Implantieren durch den schwankenden oder pulsierenden Blutdruck reversibel aufgeweitet und wieder verengt wird, eine Eigenschaft, die auch die natürlichen Arterien und Venen haben. Auch soll es möglich sein, die elastischen Eigenschaften der Blutgefäßprothese denen natürlicher Arterien und Venen anpassen bzw. annähern zu können.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine Blutgefäßprothese gemäß Anspruch 1 gelöst.

Diese Blutgefäßprothese läßt sich mit hervorragenden elastischen Eigenschaften herstellen. Infolge ihrer Faserschichten mit sich kreuzenden Vorzugsrichtungen der Einzelfasern reduziert sie die Knickgefahr, so daß sie sich bis zu relativ kleinen Krümmungsradien ohne Auftreten von Knickgefahr biegen läßt. Beispielsweise war eine medizinische Forderung für eine gerade, zylindrische Blutgefäßprothese mit einem Innendurchmesser von 4 mm, daß sie sich knickfrei mit Krümmungsradius von 20 mm biegen läßt. Auf Anhieb gelang im Versuch die Herstellung einer solchen geraden Blutgefäßprothese mit zulässigem Krümmungsradius von nur 15 mm.

Auch läßt sich diese Blutgefäßprothese so herstellen, daß sie wie natürliche Arterien und Venen radial elastisch aufweitbar ist.

Falls diese radial elastische Aufweitbarkeit nach dem Implantieren im betreffenden Körper über Jahre hinweg erhalten bleiben soll, läßt sich dies dadurch erreichen, indem man den Schlauch so ausbildet, daß in ihn nach dem Implantieren kein Bindegewebe tief einwachsen kann. Es stört die radiale Aufweitbarkeit nicht, wenn Bindegewebe des betreffenden Körpers nur oberflächlich in den Schlauch ein kurzes Stück einwächst oder an den Schlauch sich mit diesem verbindend nur oberflächlich anwächst. Dies läßt sich dadurch erreichen, daß man den aus den Einzelfasern bestehenden Schlauch so herstellt, daß seine Hohlräume abgeschlossen sind.

Wenn es erwünscht ist, die radiale Aufweitbarkeit nach dem Implantieren bleibend sicherzustellen, kann dies durch die Weiterbildung gemäß Anspruch 5 erreicht werden. Die geschlossenen Hohlräume lassen sich dadurch erreichen, indem die Einzelfasern des Schlauches sehr kleine Titer aufweisen. Durch Einzel fasern größeren Titers läßt sich dagegen der Schlauch gewünschtenfalls porös oder sogar hochporös ausbilden. In diesem Fall kann dann nach dem Implantieren einer solchen porösen Blutgefäßprothese Bindegewebe in sie ihre Wandung völlig durchdringend einwachsen, und hierdurch verliert dieser Schlauch als Implantat im Laufe der Zeit seine radiale elastische Aufweitbarkeit. Dies ist in manchen Fällen erwünscht.

Ferner hat man es durch Auswahl von Einzelfasern unterschiedlicher Elastizität und sonstiger unterschiedlicher Eigenschaften, wie z. B. ihres Stapeldiagramms, ihrer Titer, die Lage der Fasern in den unterschiedlichen Vorzugsrichtungen, usw., weitgehend in der Hand, gewünschte radiale Elastizität, Biegbarkeit, Knickfestigkeit und sonstige Eigenschaften des aus den Einzelfasern bestehenden Schlauches zu erzielen.

Die Außenoberfläche der Blutgefäßprothese ist infolge der Herstellung aus Einzelfasern rauh, was einer erwünschten Oberflächenbeschaffenheit entspricht, da diese sicheres rasches Anwachsen von Bindegewebe an die Blutgefäßprothese nach ihrer Implantation gewährleistet und so die Lage dieser einen Abschnitt einer Arterie oder Vene bildenden Blutgefäßprothese fixiert. Es kann jedoch auch Fälle geben, wo es erwünscht ist, wenn die Blutgefäßprothese eine glatte Außenoberfläche hat. Dies läßt sich ggfs. durch geeignete Nachbehandlung der Außenoberfläche des Schlauches erreichen.

Ebenso kann die Innenoberfläche der erfindungsgemäßen Blutgefäßprothese in der durch die Einzelfasern sich primär ergebenden Rauhigkeit belassen oder nachbehandelt werden.

Wenn man die Blutgefäßprothese so ausbildet, daß kein Bindegewebe in ihr Lumen von außen einwachsen kann, erlaubt dies auch die Anwendung von Blutgefäßprothesen mit Lumen kleineren Durchmessers, als bisher zulässig war. Und zwar waren die bisher verwendeten künstlichen Blutgefäßprothesen stets porös, so daß stets Bindegewebe in das Lumen hineinwachsen und es verengen konnte, so daß aus Sicherheitsgründen der Durchmesser des Lumens nicht zu klein sein durfte. Hiervon wird nicht berührt, daß man auch bei der erfindungsgemäßen Blutgefäßprothese, wie bereits erwähnt, vorsehen kann, sie porös herzustellen, so daß dann in ihr Lumen ebenfalls Bindegewebe einwachsen kann.

Der erfindungsgemäßen Blutgefäßprothese kann unterschiedliche Gestalt gegeben werden. So kann sie zylindrisch, bspw. kreiszylindrisch, oder nichtzylindrisch sein. Ihre Querschnitte können rund, oval, elliptisch oder dgl. gestaltet werden. Man kann ihren Durchmesser und/oder ihre Querschnittsform auch über ihre Länge variieren, sei es stetig verändern, stufenweise oder dgl. Die Herstellung kann dabei so erfolgen, daß man die Einzelfasern mit klebriger Oberfläche zu einem Stab transportiert und mit noch klebriger Oberfläche auf ihn zu dem die Blutgefäßprothese bildenden Schlauch aufwindet.

Im allgemeinen ist es besonders vorteilhaft, wenn zumindest ein Teil der Einzelfasern, vorzugsweise alle Einzelfasern der Blutgefäßprothese durch Fasersprühen erzeugt worden sind. Das Fasersprühen führt nämlich zu Fasern, die unmittelbar nach ihrer Herstellung eine klebrige Oberfläche haben, welche ohne Schwierigkeiten so lange klebrig bleiben kann, bis sie auf einen Stab aufgewunden sind, so daß die Einzelfasern kohäsiv miteinander verklebt sind. Man kann auch vorsehen, die Einzelfasern adhäsiv miteinander zu verkleben. Man kann auch vorsehen, daß man die Einzelfasern durch Auflösen eines Faserbandes, bspw. eines auf einer Strecke hergestellten Faserbandes, gewinnt und pneumatisch zu einem Stab transportiert, dann können sie während ihres Fluges zum Stab mit Lösungsmittel oder Bindemittel besprüht werden, damit ihre Oberfläche klebrig wird, es sei denn, daß diese Fasern zusätzlich zu durch Fasersprühen erhaltenen Fasern verwendet und durch die im Sprühverfahren hergestellten klebrigen Fasern mit verklebt werden.

Ganz besonders vorteilhaft haben sich Einzelfasern aus Polyurethan erwiesen. Ihre Elastizität führt zu Blutgefäßprothesen, die besonders günstige radiale elastische Eigenschaften haben, wie Versuche zeigten. Es können jedoch auch andere Einzelfasern aus polymeren Kunststoffen vorgesehen sein, falls dies von Fall zu Fall zweckmäßig ist, vorzugsweise aus thermoplastischen Kunststoffen.

Obwohl es in vielen Fällen zweckmäßig und ausreichend ist, daß die Einzelfasern der Blutgefäßprothese nur aus einer Sorte desselben Stapeldiagramms bestehen, kann, falls erwünscht, auch die Maßnahmen nach Anspruch 3 vorgesehen sein.

In der Zeichnung sind Ausführungsbeispiele der Erfindung dargestellt. Es zeigen:

Abb. 1 eine schematische schaubildliche Ansicht eines Ausführungsbeispieles einer Vorrichtung, mittels welcher Blutgefäßprothese gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung hergestellt werden können,

Abb. 2 einen Querschnitt durch eine Blutgefäßprothese in stark vergrößerter, im wesentlichen schematischer Darstellung, gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung.

In Abb. 1 ist mit 10 eine pneumatische Zerstäuberdüse bezeichnet, die einen Anschlußstutzen 11 für von einer Preßluftquelle 12 gelieferte Preßluft hat, die über einen Kanal 13 und Stichkanäle 14 in einen Ringraum 15 und von dort durch einen eine Kanüle 18 umfassenden Ringspalt 16 ausströmt und dabei aus der Kanüle 18 ausströmende Polymerlösung zwecks Bildung von Einzelfasern versprüht. Diese Polymerlösung kann durch den von dieser Preßluft erzeugten Unterdruck angesaugt werden und/oder durch einen im Inneren des die Polymerlösung enthaltenden Vorratsbehälters 17 erzeugten Überdruck aus der Kanüle 18 ausströmen. Der Vorratsbehälter 17 kann also unter Innenüberdruck stehen oder nicht, je nach gewünschter Förderung. Die geförderte Menge an Polymerlösung ist ferner mittels einer Verstellnadel 18′ verstellbar.

Bei der Polymerlösung kann es sich vorzugsweise um eine flüssige Polyurethanlösung handeln, doch kommen auch andere geeignete Lösungen polymerer Kunststoffe in Frage, die nach ihrem Austritt aus der Kanüle 18 Einzelfasern ergeben, deren Herstellung man als Faserzerstäubung bezeichnen kann. Die Polymerlösung wird durch die Preßluft versprüht, so daß sich hierdurch stromabwärts der Zerstäuberdüse 10 in der Luft polymere Kunststoffeinzelfasern bilden, welche für kurze Zeit eine klebrige Oberflächenschicht haben, deren Viskosität durch den prozentualen Lösungsmittelanteil der Polymerlösung einstellbar ist.

Im Abstand L von der Düse 10 ist ein Stab 19 angeordnet, dessen Längsachse die Längsmittelachse der Düse 10 zweckmäßig ständig im Punkt 20 schneidet, jedoch ggfs. auch an der Längsachse der Düse 10 seitlich vorbeigehen kann. Der Stab kann ggfs. auch andere Anordnungen relativ zur Zerstäuberdüse haben, wie es von Fall zu Fall zweckmäßig ist. Besonders vorteilhaft ist es, während der Herstellung einer Blutgefäßprothese die Lage des Stabes diskontinuierlich oder kontinuierlich zu verstellen.

Der Stab 19 ist in diesem Ausführungsbeispiel motorisch oder von Hand in der Bildebene um den Punkt 20 aus der voll ausgezogen dargestellten Stellung in Richtung des Pfeiles A um 180° drehbar. Dieser Stab 19 ist ferner durch einen Motor 21 mit verstellbarer Drehzahl um seine Längsachse rotierbar. Die Drehzahl kann bspw. 20 bis 200 U/min betragen und je nach Erfordernis konstant eingestellt sein oder während der Herstellung der Prothese variiert werden.

Bei dem Stab 19 kann es sich um einen zylindrischen Stab, um einen konischen oder sonstwie geformten rotationssymmetrischen oder nicht rotationssymmetrischen Stab handeln, wie es das Lumen der auf ihm zu bildenden künstlichen Blutgefäßprothese (Arterie oder Vene) erforderlich macht. Die in Herstellung begriffene Blutgefäßprothese ist in Abb. 1 mit 23 bezeichnet.

Die von der strichpunktierten, mit der Längsachse der Zerstäuberdüse 10 fluchtenden Stellung des Stabes 19 aus nach beiden Seiten gemessene Winkelstellung des Stabes seien mit +a und -a bezeichnet.

Für die Herstellung einer als Schlauch 25 ausgebildeten Blutgefäßprothese auf dem Stab kommen im allgemeinen Winkel a von -90° bis +90° in Frage, vorzugsweise Winkel a von +45 bis +90° und von -45 bis -90°. Der aus den Einzelfasern hergestellte Schlauch 25 hat einen Schichtaufbau, bei dem die Einzelfasern benachbarter Schichten sich kreuzen, was bspw. ohne weiteres dadurch herstellbar ist, indem man den Stab 19 bei dem Aufbau einer Faserschicht in einen positiven Winkel a und bei dem Aufbau der darüberliegenden Faserschicht in einen negativen Winkel -a einstellt. Beispielsweise kann man vorsehen, eine Faserschicht 25′ (Abb. 2) auf dem um seine Längsachse rotierenden Stab 19 zu bilden, bei welcher der Winkel a=+50° beträgt, und danach den Stab 19 in einen Winkel a=-60° einzustellen und in dieser Winkeleinstellung eine weitere Faserschicht 25′′ auf dem Stab 19 unter Rotation dieses Stabes 19 um seine Längsachse aufzubringen. Die Faserschichten 25′ und 25′′ sind miteinander verklebt.

Es lassen sich Aufbauten der Wandung des Schlauches erzielen, die denen von Wandungen natürlicher Arterien und Venen, deren Fibrillen sich schichtweise kreuzen, ähnlich sind.

In Abb. 2, welche einen Querschnitt durch eine auf dem Stab 19 hergestellte künstliche Blutgefäßprothese in Form einer Arterie oder Vene darstellt, besteht diese Blutgefäßprothese aus dem aus untereinander verklebten Einzelfasern bestehenden Schlauch 25, der aus den beiden zueinander koaxialen Schichten 25′, 25′′ besteht. In jeder Schicht 25′, 25′′ haben die Einzelfasern eine bestimmte Vorzugsrichtung, die zueinander unterschiedlich sind und sich kreuzen.

Nachfolgend wird die Herstellung einer künstlichen Arterie oder Vene 25 auf dem Stab 19 dieses Ausführungsbeispieles näher beschrieben.

Die durch die Zerstäuberdüse 10 stromabwärts von ihr entstehenden, noch klebrigen Einzelfasern werden durch die aus dem Ringspalt 16 ausströmende Preßluft zum Stab 19 geblasen, so daß keine andere Luft für den pneumatischen Transport dieser Fasern zum Stab erforderlich ist. Die im Sprühverfahren hergestellten Fasern haben unterschiedliche Länge und unterschiedlichen Titer. Ihre Feinheit und ihr Stapeldiagramm lassen sich variieren durch den Druck, mit welchem sie aus der Kanüle 18 austreten bzw. durch den von der Preßluft erzeugten Unterdruck oder durch einen im Inneren des die Polymerlösung enthaltenden Vorratsbehälters 17 erzeugten Überdruck und ferner durch die Art der Polymerlösung und durch die zeitliche Menge der aus der Kanüle ausströmenden Polymerlösung. Die Viskosität der Polymerlösung kann stets durch unterschiedliche prozentuale Mengen Lösungsmittel unterschiedlich eingestellt werden, und auch hierdurch können sowohl die klebrigen Eigenschaften der Fasern als auch ihre Längen usw. variiert werden. Die Elastizität der Einzelfasern richtet sich nach dem verwendeten polymeren Kunststoff. Wie erwähnt, können vorzugsweise Polyurethanlösungen als Polymerlösungen vorgesehen sein.

Wenn beim Aufwinden von Einzelfasern auf den Stab 19 der Winkel a kleiner als +90° und -90° und größer als Null ist, ergibt sich ein schraubenlinienförmiges Aufwinden der Fasern des Faserbartes 28 auf dem Stab 19. Je nach ihrer Länge erstrecken sich die Fasern dabei um den Stab 19 in einem kleineren Winkel als 360° oder in einem Winkel, der 360° entspricht oder größer ist. Bei der Faserzerstäubung können sowohl Fasern entstehen, die nur weniger als 360° um den Stab herumgewunden werden können, als auch Fasern, die mehr als 360° um den Stab herumgewunden werden. Die den Faserbart 28 bildenden Einzelfasern bilden hier zwei Schichten 25′ und 25′′, die sich kreuzende Vorzugsrichtungen ihrer Einzelfasern haben. Es können selbstverständlich auch mehr als zwei solche Schichten gebildet werden.

Ausführungsbeispiele

Nachfolgend ist an Hand einiger Herstellungsbeispiele der Aufbau von einigen aus miteinander verklebten Einzelfasern bestehenden Schläuchen beschrieben, wobei die Herstellung mittels der Vorrichtung nach Abb. 1 erfolgte.

Bei den nachfolgenden Herstellungsbeispielen waren folgende physikalische Größen einheitlich getroffen: Abstand L=1,5 m, als Zerstäuberdüse 10 diente eine von Fa. Lechler, Stuttgart, unter der Typenbezeichnung DRS 142 vertriebene pneumatische Zerstäuberdüse. Der Preßluftdruck am Eingang der Zerstäuberdüse 10 betrug 2,5 bar. Es ergab sich ein Durchsatz von Preßluft durch die Zerstäuberdüse 10 von 16 Nm³/h (Normkubikmeter/h). In dem Vorratsbehälter 17 wurde ständig ein konstanter Überdruck von 3 bar aufrechterhalten, welcher die in ihm befindliche Polymerlösung belastete.

Die Drehzahl des Stabes 19 um seine Längsachse betrug 20 bis 50 U/min.

Ausführungsbeispiel 1

Als Stab 19 wurde ein kreisrunder Stab 19 aus Polyvinylalkohol mit 4 mm Außendurchmesser verwendet. Auf ihm wurde eine künstliche Blutgefäßprothese durch Versprühen einer Polyurethanlösung, angesetzt nach Rezeptur 1, hergestellt, die also aus untereinander verklebten Einzelfasern bestand.

Die versprühte Menge an Polyurethanlösung betrug 200 Gramm, die Sprühdauer 17 Minuten.

Es wurde als Blutgefäßprothese ein Schlauch aus zwei Schichten hergestellt, wobei während der Herstellung der einzelnen Schicht der Stab 19 ständig rotierte und jeweils in einen bestimmten Winkel a eingestellt war:

1. Schicht:Winkel a = +60°
Schichtdicke: 0,45 mm 2. Schicht:Winkel a = -60°
Schichtdicke: 0,45 mm

Die Wandstärke der Blutgefäßprothese betrug 0,9 mm.

Nach fünfminütigem Trocknen bei 22°C auf dem Stab 19 wurde die Blutgefäßprothese von dem Stab 19 abgeschoben und zur weiteren Trocknung hängend gelagert.

Die Innenoberfläche der entstandenen Blutgefäßprothese war fasrig rauh, die Wandung porös. Die Außenoberfläche war ebenfalls fasrig rauh.

Ausführungsbeispiel 2

Als Stab 19 wurde ein zylindrischer Schlauch aus Polyvinylalkohol mit einem Außendurchmesser von 6 mm und einer Wandstärke von 1 mm, der auf einen kreiszylindrischen Stahlstab mit 4 mm Außendurchmesser aufgezogen war, verwendet. Zum Fasersprühen wurde eine Polymerlösung nach Rezeptur 3 eingesetzt.

Die versprühte Menge an Polymerlösung betrug 200 g, die Sprühdauer 12 Minuten. Es wurden wieder in kurzen zeitlichen Abständen unter Rotation des Stabes 19 zwei Faserschichten hergestellt, in denen die Fasern unterschiedliche Vorzugsrichtungen hatten.

1. Schicht:Winkel a = +45°
Schichtdicke: 0,35 mm
verbrauchte Polymerlösungsmenge: 100 g 2. Schicht:Winkel a = -45°
Schichtdicke: 0,35 mm
verbrauchte Polymerlösungsmenge: 100 g

Die beiden Schichten hatten unterschiedliche Faserdichten, wobei die erste Schicht die höhere Faserdichte hatte, die zweite Schicht die niedrigere.

Dies wurde durch höheren zeitlichen Durchsatz (Einstellung mittels der Nadel 18′, Abb. 1) an Polymerlösung durch die Düse 10 bei der Herstellung der 1. Schicht 25′ gegenüber der bei der 2. Schicht 25′′ erreicht.

Ausführungsbeispiel 3

Es wurde ein Stab 19 aus Stahl verwendet, dessen Durchmesser 4 mm betrug.

Die zum Fasersprühen verwendete Polymerlösung wurde nach Rezeptur 4 angesetzt, die versprühte Menge betrug 275 g, es wurden zwei Faserschichten in gleicher Faserdichte hergestellt.

1. Schicht:Winkel a = +50°
Schichtdicke: 0,5 mm 2. Schicht:Winkel a = -60°
Schichtdicke: 0,5 mm Sprühdauer:12 Minuten

Verwendete Rezepturen Rezeptur 1

Ausgangsprodukt war ein aromatisches Polyätherurethan in Granulatform, hergestellt von der Firma B. F. Goodrich, Holland, unter der Typenbezeichnung ESTANE 5714 F1 Resin.

Eigenschaften des Polyurethans nach Angaben des Herstellers:

Spezifisches Gewicht:1,11 g/cm³ Zugfestigkeit:3600 N/cm² Bruchdehnung:560% Shore-Härte A:80°

10 Teile dieses Granulats wurden in 14 Teilen Aceton und 10 Teilen n,n-Dimethylformamid aufgelöst.

Rezeptur 2

Als Ausgangsprodukt wurde ein aliphatisches Polyesterurethan verwendet, das von der Firma Bayer AG, Leverkusen, unter der Typenbezeichnung "Impranil ELH" in gelöster Form hergestellt und vertrieben wird.

Eigenschaften des Werkstoffes nach Angaben des Herstellers:

Viskosität der Lösung:350 Poise (25°C) Filmeigenschaften
Härte Shore A:88° Zugfestigkeit:5200 N/cm² Bruchdehnung:420%

Lieferform (nach Angaben des Herstellers): Impranil ELH Lösung in Xylol/Isopropanol/ Äthylglykol=29 : 20 : 21, ca. 30%ig.

40 Teile dieser Lösung wurden mit 5 Teilen Isopropanol, 40 Teilen Toluol und 15 Teilen n,n-Dimethylformamid verdünnt.

Rezeptur 3

Das Ausgangsprodukt ist mit dem der Rezeptur 2 identisch: 30% Lösung eines aliphatischen Polyesterurethans, hergestellt von der Firma Bayer AG, Leverkusen. 200 Teile dieser Lösung wurden mit 25 Teile Aceton, 150 Teile Toluol und 20 Teile Isopropanol verdünnt.

Rezeptur 4

Grundsubstanz ist ein Polyätherurethan in Granulatform, das von der Firma UPJOHN, USA, unter der Typenbezeichnung "Pellethane CPR 2363-80 A Urethan Elastoplastic Polymer" hergestellt und vertrieben wird.

Eigenschaften dieses Polyätherurethans laut Angaben des Herstellers:

Spezifisches Gewicht:1,13 g/cm³ Zugfestigkeit:4200 N/cm² Bruchdehnung:550%

400 Teile dieses Granulats wurden in 650 Teilen Aceton, 70 Teilen Isopropanol und 300 Teilen n,n-Dimethylformamid gelöst.

Die aus miteinander verklebten Einzelfasern mehrschichtig hergestellten Blutgefäßprothesen können, falls erwünscht, nachbehandelt werden, bspw. um sie hydrophil oder hydrophob oder negativ geladen zu machen, je nach den gewünschten Grenzflächeneigenschaften.

Claims

1. Blutgefäßprothese, die aus polymeren, miteinander fest verbundenen Kunststoffeinzelfasern besteht, dadurch gekennzeichnet, daß der aus miteinander verklebten Einzelfasern bestehende Schlauch (25) mindestens zwei Schichten (25′, 25′′) mit sich kreuzenden Vorzugsrichtungen der Einzelfasern aufweist und daß die Schichten miteinander verklebt sind.

2. Blutgefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Einzelfasern aus einer einzigen Fasersorte bestehen.

3. Blutgefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Einzelfasern aus mehreren unterschiedlichen Fasersorten bestehen.

4. Blutgefäßprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Schlauch (25) poröse Struktur hat.

5. Blutgefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß der Schlauch (25) eine für menschliches oder tierisches Bindegewebe undurchlässige Struktur mit in sich abgeschlossenen Hohlräumen hat.

6. Blutgefäßprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Einzelfasern des Schlauches (25) kohäsiv miteinander verklebt sind.

7. Blutgefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Einzelfasern des Schlauches (25) adhäsiv miteinander verklebt sind.

8. Blutgefäßprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß zumindest ein Teil der Einzelfasern durch Fasersprühen erzeugte Fasern sind.

9. Blutgefäßprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Einzelfasern des Schlauches (25) Polyurethanfasern sind.