DE3047573T1 - Blood vessel prosthesis - Google Patents
Blood vessel prosthesisInfo
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- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/04—Hollow or tubular parts of organs, e.g. bladders, tracheae, bronchi or bile ducts
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- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2210/00—Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
- A61F2210/0004—Particular material properties of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof bioabsorbable
Description
Die Erfindung bezieht sich auf einen neuen Typ von Blutgefäßprothese
zur Dauer- oder Langzeitimplantation, die im Vergleich zu bislang benutzten Ersatzteilen deutlich bessere
Eigenschaften hat.
Eine Vielfalt von Ersatzteilen für krankhaft veränderte, funktional wichtige Arterien und Venen ist bereits bei der
chirurgischen Behandlung benutzt worden. Gewöhnlich sind dabei entweder autologes Material (wie beispielsweise oberflächliche
Venen aus den unteren Gliedmaßen), nichtautologes biologisches Material (wie beispielsweise chemisch oder
physikalisch behandelte Blutgefäße aus anderen Personen oder aus Tieren) oder synthetische Materialien (wie beispielsweise
Dacron und Teflon^-Rohre, die variierende Strukturen haben,
je nach dem Herstellungsverfahren) benutzt worden. Als Ersatzteile für die Aorta und große Zweigarterien haben die
synthetischen Materialien akzeptable Ergebnisse geliefert. Als Ersatzteile für Gliedmaßenarterien oder für Arterien
mit einer entsprechenden Abmessung haben körpereigene Venen bei weitem die besten Ergebnisse erbracht. In vielen Fällen
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hat jedoch der Patient kein geeignetes Venenmaterial, weshalb
Versuche gemacht worden sind, ein nichtautologes Material oder ein vollsynthetisches Material zu benutzen. Solche arteriellen Rekonstruktionen haben jedoch schlechte Er-:
gebnisse erbracht. Der Faktor, der vor allem zu dem weniger günstigen Ergebnis beiträgt, ist die fehlende Entwicklung
des spezifischen inneren Überzuges, der ein Blutgefäß
kennzeichnet, d.h. die sogenannte Intima oder innerste
Schicht. Die normale innerste Schicht besteht aus einer ;
Zellschicht, deren Funktionen darin bestehen, einerseits die Bildung von intravaskulären Thromben zu verhindern (antithrombogenischer
Effekt) und andererseits für den Austausch von Stoffwechselprodukten zwischen dem Blut und glatten
Muskelzellen in der Gefäßwand zu sorgen. Auf der inneren Seite der bislang benutzten Gefäßersatzteile entwickelt
sich kein Endothelium, sondern sie überzieht sich mit einer Schicht aus Fibrin und manchmal aus Bindegewebe. Die sich
ergebende Oberfläche erscheint gewiß glatt, ihr fehlt es
aber an potenten anti-thrombogenischen Eigenschäften. Es
besteht deshalb die Gefahr der Bildung eines Thrombus, der die eingeführte Prothese vollständig verschließen kann, mit
den ernsten ischämischen Konsequenzen für den Patienten. Im
wesentlichen dieselben Bedingungen gelten, wenn krankhaft veränderte Venen ersetzt werden.
Frühere Versuche, einen inneren endothelialen Überzug auf synthetischen Gefäßprothesen zu erzielen, sind erfolglos
geblieben. Dieses Problem ist nun durch die vorliegende Erfindung gelöst worden.
Es hat sich gezeigt, daß ein solcher endothelialer Überzug durch Implantation einer Gefäßprothese erzielt werden kann,
die aus einem völlig oder teilweise nichtresorbierbaren synthetischen Material besteht, dessen Innenseite im wesentlichen
durch eine Innenwandkonstruktion aus einem resorbierbaren Material bedeckt ist. Zum Erzielen der Endo-
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theliumschicht sollte das resorbierbare Innenwandmaterial
ein so poröses Gefüge haben, daß Blutzellen, wie Erythrozyten und Thrombozyten,in es hinein oder durch es hindurch-:„
gehen können, so daß es als eine Wachstumszone oder als : Wachstumszonen für das neue Gewebe dienen oder solche Zonen
begrenzen kann. Hierdurch kann eine relativ dicke und gleichmäßige
Schicht thrombotisehen Materials gebildet werden, ··-
die ein Gerüst für das Wachstum einer mit Endothelium überzogenen Muskelschicht aufbaut. Vorzugsweise wird das resor-;
bierbare Material so angeordnet, daß mehr oder weniger durchgehende Zwischenräume innerhalb des resorbierbaren Ma-'
terials und/oder zwischen dem resorbierbaren Material und dem wenigstens teilweise nichtresorbierbaren Material gebildet
werden. Das kann, beispielsweise, erreicht werden, indem vorzugsweise große Teile des resorbierbaren Materials
mit Abstand von dem nichtresorbierbaren Material angeordnet werden.
Die resorbieebart Schicht oder der resorbierbare überzug
kann auf unterschiedliche Weise aufgebaut und aufgebracht werden. So kann beispielsweise das resorbierbare Material
ein inneres rohrförmiges Teil sein, welches in das äußere
rohrförmige Protheseelement aus nichtresorbierbarem Material eingeführt und an diesem befestigt wird. Das innere
Rohr kann aus einem grob- bis feinmaschigen Netz bestehen
oder kann ein Rohr mit durchlöcherten Wänden oder mit Poren aufweisenden Wänden sein, usw. Das resorbierbare Gebilde
kann zum Beispiel weiter aus einem Gebilde aus feinem Draht bestehen, das von dem äußeren rohrförmigen Teil vorsteht
oder an diesem befestigt ist, oder es kann sich um ein anderes entsprechend poröses Gebilde aus einem resorbierbaren
Material handeln, z.B. um eine schwammige Schicht. Die Befestigung
der resorbierbaren Auflage an dem nichtresorbierbaren Teil kann selbstverständlich auch erfolgen, bevor aus
dem Prothesematerial ein Rohr geformt wird. Es ist außerdem
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möglich, die nichtresorbierbare Oberfläche mit dem resorbierbaren Material durch ein Verfahren zu bedecken, das die,
notwendigen Zwischenräume oder Wachstumszonen sowie das notwendige blutzellendurchlässige Gefüge des resorbierbaren Materials
ergibt. Ausführlichere Beispiele der Anordnung — des resorbierbaren Gebildes sind weiter unten beschrieben.
Zum Vergrößern der Dicke der Fibrinschicht, die in der Anfangsphase
nach der Implantation durch das resorbierbare Material gehalten werden muß, können zwei oder möglicherweise
mehr als zwei wenigstens teilweise voneinander getrennte Schichten resorbierbaren Materials aufgebracht werden
oder statt dessen kann eine relativ dicke Schicht mit ausreichender Porosität oder Durchlöcherung benutzt werden.
Das resorbierbare Netz, Rohr, usw. kann an der nichtresorbierbaren Prothesehülse auf verschiedenerlei Weise befestigt
werden, z.B. mittels resorbierbarer Suturen (Nahtmaterialien) oder mittels resorbierbaren Klebstoffes.
Wenigstens die Innenseite des äußeren nichtresorbierbaren
Teils sollte mikroporös oder porös sein oder mit Löchern versehen sein, um die Befestigung der neu gebildeten Gewebe
zu fördern. Rohrförmige Protheseteile, die von einem grobmaschigen Netz bis zu einem Rohr mit feinen Poren reichen
können, können benutzt werden. Eine geeignete und gut funktionierende Gefäßprothese nach der Erfindung kann beispielsweise
aus einer an sich herkömmlichen Gefäßprothese bestehen, auf deren Innenseite ein oder mehrere Netze eines
resorbierbaren Materials aufgebracht worden sind.
Die oben erwähnten Zwischenräume zwischen nichtresorbierbarem
und resorbierbarem Material in der Gefäßprothese können jeweils eine größere oder kleinere Ausdehnung haben, aber
der Gesamtflächeninhalt dieser Zwischenräume sollte vorzugsweise so groß sein, daß er der Größe der inneren Oberfläche
der äußeren Schielt nichtresorbierbaren Materials nahekommt,
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d.h. diejenigen Teile oder Punkte, wo das resorbierbare Material das nichtresorbierbare Material zum Befestigen ;
desselben berührt, sollten so klein wie möglich sein. Der Abstand zwischen den Materialoberflächen in diesen Zwischen-''
räumen oder Wachstumszonen sollte wenigstens etwa 10 μΐη be-;"
tragen, um das Eindringen der Blutzellen zu gestatten, er sollte aber zweckmäßig etwa 5 bis 10 mm selbst bei gros-"
sen Prothesen nicht überschreiten. Vorzugsweise beträgt . .--. dieser Abstand etwa 0,5 bis 3 mm, was selbstverständlich
auch von der Größe des zu ersetzenden Blutgefäßes abhän- :'"
gig ist.
Das resorbierbare Material sollte ungiftig sein und keine nachteilige Gewebereaktion hervorrufen, es sollte so schnell
resorbiert werden, daß eine zufriedenstellende Neubildung von Gewebe ermöglicht wird, und es sollte nicht zum Entstehen
eines faserigen Narbengewebes führen. Eine Anzahl derartiger Materialien ist bekannt und in der Literatur beschrieben.
Als Beispiele können Polyglykolsäure (PGA), Copolymere von Glykolsäure und Milchsäure und verschiedene Lactidpolymere
genannt werden. Polyglykolsäure kann im wesentlichen als ein Polymerisationsprodukt von Glykolsäure, d.h.
Hydroxyessigsäure, betrachtet werden, die in vereinfachter Form durch folgende Gleichung gegeben ist:
__■_,. H-+Q-C -H2O V
ClLc-OH --■-* H +O-CH/:-] OH
OH O
Vorzugsweise hat η einen derartigen Wert, daß das Molekulargewicht in dem Bernich von etwa 10.000 bis etwa 500.000 liegt,
Solche Polyhydrpxyessigester sind beispielsweise in der US-PS 3 463 158 beschrieben, auf die bezüglich weiterer Einzelheiten
Bezug genommen wird. Copolymere von Glykolsäure und Milchsäure sind beispielsweise in der US-PS 3 982 543
beschrieben, auf die bezüglich weiterer Einzelheiten Bezug
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genommen wird, wobei das Copolymer 15-85 Mol-% Glykolsäure
enthält, während es sich bei dem Rest um Milchsäure und mög-_
licherweise um geringe Mengen zusätzlicher Monomere handelt.'-Homopolymere
und Copolymere von Milchsäure sind beispielsweise in der US-PS 3 636 956 beschrieben, auf die bezüglich
weiterer Einzelheiten Bezug genommen wird. Diese Polylac- tidmassen
enthalten bis zu 15 Gew.% von sich wiederholenden Einheiten mit der Formel:
R' O -
I It
-(R)1n-C-C-O- ί -
-(R)1n-C-C-O- ί -
R"
wobei R Niederalkylen, vorzugsweise Methylen oder Ethylen, m gleich 0 oder 1, R1 Wasserstoff oder Niederalkyl, R" Wasserstoff
oder Alkyl mit bis zu etwa 22 Kohlenstoffatomen, wenn m gleich 0 ist, und Wasserstoff oder Niederalkyl ist,
wenn m gleich 1 ist, und dasselbe wie R1 oder davon verschieden
sein kann. Bevorzugt werden Einheiten, die sich von Hydroxycarbonsäuren ableiten, und insbesondere Comonomer-Einheiten,
die sich von Glykolid oder Db-Lactid ableiten. Beispiele von geeigneten Comonomeren sind Glycolid, ß-Propiölacton,
Tetramethylglykolid, ß-Butyrolacton, V-Butyrolactön,
Piväiolactoh und intermolekulare zyklische Ester von d-Hydfoxybuttersäure^-Hydroxyisobuttersäure, ed-Hydroxyvalefiansäure,
cC-Hydroxyisovaleriansäure, 06-Hydroxycapronsäure,
cL-Hydroxy-^-ethy!buttersäure, eC-Hydroxyisocapronsäure,
ot-Hydroxy-ß-methyl-valeriansäure, cL -Hydroxy hep tan säure, Oi-Hydroxyoctansäure,
Ot-Hydroxydecansäure, ot-Hydroxymyristinsäure,
Ot-HydroxyStearinsäure und oC-Hydroxylignocerinsäure.
In dem besonderen Fall mit Glycolid als Comonomer kann die Polylactidmasse etwa 35 Mol-% von sich wiederholenden Einheiten
enthalten, die sich davon ableiten.
Die Herstellung von verschiedenen chirurgischen Produkten, wie Suturdraht, Suturnetz, usw.,auf der Basis der oben beschriebenen
Materialien ist ebenfalls in der Literatur be-
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schrieben. Beispiele von im Handel erhältlichen Suturmaterialien sind z.B. Polyglactin 910 (VICRYI^, Ethicon,
Sommerville, New Jersey, USA), welches ein Copolymer ist, -■■--das
90% Glykolsäure und 10% Milchsäure enthält, und DEXON® ;·"
(Davis & Geck, Pearl River, New York, USA), das aus Poly- ".-*.
glykolsäure besteht. Selbstverständlich können auch andere ..... Materialien benutzt werden, vorausgesetzt, daß sie die ge-'—
wünschten Eigenschaften gemäß obigen Ausführungen haben.
Als Material für den nichtresorbierbaren Protheseteil kann \
im wesentlichen jedes herkömmliche körperverträgliche, nicht-;,
resorbierbare Material benutzt werden, das üblicherweise für ähnliche Zwecke benutzt wird. Beispiele von solchen Materialien
sind Polyethylenterephtalate, wie Dacron Und Terylene, (z.B. mikroporöses expandiertes) Polytetrafluorethylen
(TEFLON^, lineares Polyethen, isotaktisches Polypropen, Nylon, usw. Dieser nichtresorbierbare Protheseteil
kann, wie oben erwähnt, in verschiedenen Gewebeformen (ge- _,,..
wirkt, gestrickt, gewebt, möglicherweise versehen mit äußeren und inneren Velourflächen) oder als ein mehr oder weniger
poröses Rohr hergestellt werden. Wahlweise kann das nichtresorbierbare Material mit einem resorbierbaren Material
kombiniert werden, z.B. aus Drähten oder Fasern aus einem nichtresorbierbaren Material, die mit einem resorbierbaren
Material überzogen sind, hergestellt werden, unter Einstreuung von Drähten resorbierbaren Materials gewebt werden,
auf der Innenseite mit einer Schicht resorbierbaren Materials überzogen werden, usw. Selbstverständlich können
auch andere Materialien, die derartige Eigenschaften haben,
daß sie implantiert werden können, benutzt werden.
Die Protheseauflage aus resorbierbarem Material sollte so
sein, daß deren Absorption im Organismus wenigstens 20
Tage und vorzugsweise 4 0-150 Tage dauert.
Die Blutgefäßprothese nach der Erfindung wird nun ausführ-
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licher anhand von einigen spezifischen, nicht als Beschränkung
zu verstehenden Ausführungsbeispielen beschrie- " ben, wobei auf die beigefügte Zeichnung Bezug genommen wird,"
in der zeigen
Fig. 1 eine perspektivische Ansicht einer Aus
führungsform einer Gefäßprothese nach
der Erfindung und
die Fig. 2-7 schematische Teilschnittansichten verschiedener Ausführungsformen der Erfindung.
Die in Fig. 1 gezeigte Gefäßprothese hat ein äußeres Rohr
1 aus einem porösen, im wesentlichen nichtresorbierbaren
Material und eine innere Auflage oder ein inneres Rohr 2
aus einem resorbierbaren Material. Das innere Rohr 2 ist in der Figur aus einem Netz gebildet, das an dem äußeren
Rohr 1 mittels einer Anzahl von (nicht gezeigten) Suturen
eines resorbierbaren Materials befestigt ist. Die Auflage berührt das äußere Rohr 1 nur an den Befestigungspunkten,
und die Netzpunkte dazwischen bleiben im Abstand von der Innenöberflache 1a des Rohres 1, wie es in Fig. 2 schematisch
gezeigt ist, und bilden die oben erwähnten Wachstumszonen, zu denen die Blutzeilen nach der Implantation
über die Maschen des Netzes 2 gelangen können. Die Maschengröße des Netzes 2 ist an sich unkritisch, zweckmäßig
können aber Maschengrößen bis zu etwa 5x5 mm benutzt werden.
Es ist, wie oben erwähnt, beispielsweise möglich, das Netz
2 durch ein rohrförmiges Element aus einem mehr oder weniger porösen (z.B. mikroporösen) Material zu ersetzen. Sowohl
das äußere Rohr 1 als auch die Auflage 2 können zwar aus
Nutzen bestehen, es ist selbstverständlich aber auch möglich,
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gewebte, gewirkte oder gestrickte Materialien zu benutzen. Weiter kann das innere Rohr 2 ein poröses Rohrgebilde sein,,-während
das äußere Rohr 1 ein rohrförmigen Netz ist. Das V
Aneinanderbefestigen des inneren Rohres oder der Auflage 2
und des äußeren Rohres 1 kann auch anders als oben dargelegt erfolgen, beispielsweise durch Festkleben mit einem
geeigneten Material. Der Abstand zwischen der Rohrober- : fläche 1a und der Auflage 2 wird zweckmäßig so gewählt, daß.^
er etwa 0,5-3 mm beträgt.
Die Dicke der Muskelzellen/Endothelium-Schicht, die gebildet
werden soll, kann variiert werden, beispielsweise durch Verwendung von mehreren Netzen 2, die durch einen geeigneten
Zwischenraum getrennt sind, wie oben angegeben. In dem Fall, in welchem das innere Rohr 2 ein poröses Rohr ist,
kann die Dicke des letzteren verändert werden, wobei es sich jedoch versteht, daß die Porosität gemäß obigen Darlegungen
für ein gutes Eindringen der Blutzellen ausreichend sein sollte. Die Dicken des äußeren Rohres 1 und der Auflageschicht
2 werden zweckmäßig so gewählt, daß das äußere Rohr 1 der äußeren Schicht von Bindegewebe (Adventitia) entspricht und daß die Schicht 2 der Muskelzellen- und Endotheliumschicht
des durch die Gefäßprothese zu ersetzenden Blutgefäßes oder Blutgefäßteils entspricht. Auf dieselbe
Weise wie in dem Fall von Netzen ist es möglich, mehrere voneinander getrennte Schichten eines porösen Materials zu
benutzen.
Die Fig. 2 bis 7 zeigen schematisch einige Variationen des
Aufbaus und der Anbringung der Innenwandkonstruktion 2 an dem äußeren Rohr 1. In Fig. 2 ist das Gebilde 2 aus re-^
sorbierbarem Material ein Netz (wie in Fig. 1) oder ein anderes poröses flexibles Gebilde, das seinen Abstand von dem
äußeren Rohr 1 zwischen den Befestigungspunkten 3 beibehält, so daß Zwischenräume 4 zwischen den betreffenden Teilen der
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Innenwand 2 und des äußeren Rohres 1 gebildet sind. (Die
Innenwand 2 kann selbstverständlich auch ein steiferes resorbierbares Gebilde sein, das in obiger Weise aufgebaut
und befestigt ist.) Die Befestigungsmittel können, wie oben erwähnt, beispielsweise resorbierbare Suturen oder Klebstoff
sein.
In Fig. 3 ist ein rohrförmiges resorbierbares Gebilde 2, dessen Durchmesser kleiner als der. Innendurchmesser des
äußeren Rohres 1 ist, an letzterem durch Ansätze 5 aus - nichtresorbierbarem
Material befestigt, die von dem äusseren Rohr 1 vorstehen, so daß ein Zwischenraum 4 zwischen
den Rohren gebildet ist. Fig. 4 zeigt eine ähnliche Anordnung, bei der aber die Ansätze oder Verbindungselemente 5
von dem resorbierbaren Gebilde 2 vorstehen.
In Fig. 5 ist die Anzahl der Verbindungsteile 5 geringer,
so daß dLese größeren gegenseitigen Abstand habeni Die Verbindungselemente
oder -teile 5 können auf irgendeine geeignete Weise angeordnet und aufgebaut sein. So können sie
eine kleine drahtartige Abmessung haben und auf irgendeine geeignete Weise gleichmäßig oder ungleichmäßig über die
Materialoberflächen 1 und 2 verteilt.sein. Sie können jedoch auch größere Abmessungen haben und können beispielsweise
Trennwände oder -gebilde sein, die sich beispielsweise radial oder in Umfangsrichtung erstrecken,
In Fig. 6 ist ein inneres Rohr oder eine Auflage 2 an dem
äußeren Rohr 1 über eine porösere oder lose Schicht 6 befestigt,
bei der es sich beispielsweise um ein Drahtgebilde aus einem resorbierbaren oder teilweise resorbierbaren
Material handelt. In Fig. 7 schließlich ist die resorbierbare Auflage 2 auf das äußere Rohr 1 ohne irgendeinen
eigentlichen Abstand der oben beschriebenen Art aufgebracht und besteht aus einem Gebilde poröseren Typs, wie
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beispielsweise einem Gebilde aus feinem Draht in Schlingen- oder Dockenform (skein) oder einem äußerst
porösen oder schwammigen Material. Die Schicht 2 kann weiter beispielsweise ein Drahtgebilde in Form eines
"Nagel- oder Nadelteppichs" od.dgl. sein, der Nadeln
oder Draht hat, die bzw. der von einer Schicht resorbierbaren Materials vorsteht, welche auf das nichtresorbierbare
Material aufgebracht ist.
Die in den Fig. 1 bis 7 gezeigten Ausführungsformen sind,
wie oben erwähnt, lediglich Beispiele für verschiedene Arten des Vorsehens des resorbierbaren Materials, und weitere
Variationen, wie beispielsweise verschiedene Kombinationen der oben beschriebenen Beispiele, sind im Rahmen
der Erfindung natürlich möglich.
Bei Tierversuchen mit der neuen Gefäßprothese nach der Erfindung hat es sich gezeigt, daß eine Endotheliumschicht
sowie eine darunterliegende Zellschicht aus glattem Muskelgewebe auf der Innenseite des synthetischen nichtresorbierbaren
Gefäßprothesenmaterials gebildet werden. Die
neugebildete Schicht auf der Innenseite des synthetischen Materials entwickelt sich in kurzer Zeit durch Regeneration
der normalen Bestandteile der Gefäßwand von den Rändern
der eigenen Gefäße des Tieres her, während gleichzeitig das resorbierbare Material verschwindet. Das neugebildete Endothelium weist Eigenschaften auf, die für
ein normales Endothelium charakteristisch sind. Nachdem der Heilungsprozeß abgeschlossen ist, besteht daher der
verpflanzte Gewebeabschnitt aus einem äußeren Teil aus
synthetischem Material, der dem Gefäß eine ausreichende Festigkeit gibt, und aus einem inneren Teil aus Körpergewebe,
der das Gefüge eines normalen Gefäßes hat. Die Gefäßprothese nach der Erfindung erfüllt daher im wesentlichen
die Funktion eines normalen Blutgefäßes.
Die Erfindung wird anhand der folgenden Beispiele von
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Tierversuchen mit einer Gefäßprothese nach der Erfindung (entsprechend der in den Fig. 1 und 2 gezeigten Variante)
noch weiter erläutert, wobei sich die Erfindung aber selbstverständlich in keiner Weise auf den hier benutzten speziellen
Protheseaufbau beschränkt.
Eine Gefäßprothese wurde hergestellt, indem ein Netz aus Polyglactin 910 (Vicryl ^, Ethicori, Sommerville, New ■
Jersey, OSA) auf die Innenseite des Rohres aus expandier- tem Polytetrafluorethylen (Impra Inc., Phoenix,. Arizona,
USA) aufgebracht wurde, das eine Länge von 10 cm und einen Innendurchmesser von 13 mm hatte. Das Netz hatte eine
Drahtgröße von 140 - 20 μΐη und eine Porendicke von 400 χ
400 μπι und wurde an dem PTFE-Rohr mit Polyglactinsuturen
befestigt. Das so aufgebaute Rohr wurde dann in die Thoraxaorta eines Schweins als Ersatz für einen herausgeschnittenen
Abschnitt eingenäht.
Das implantierte Rohr arbeitete ziemlich zufriedenstellend,
und sechs Wochen nach der Operation wurde das Tier geschlachtet und der implantierte Teil zur mikroskopischen
Untersuchung entnommen. Es zeigte sich, daß das Polyglactinnetz praktisch vollständig resorbiert worden war. Anstelle
des Netzes war eine beträchtliche Schicht glatter Muskelzellen eingewachsen, und die Innenseite dieser
Schicht war durch endotheliale Zellen bedeckt.
Eine Gefäßprothese wurde in der oben beschriebenen Weise
hergestellt, wobei für das äußere Rohr ein doppelvelourgestricktes
Dacron>-*-Rohr (Meadox Medicals, Oakland, New
Jersey, USA) mit derselben Länge wie oben und mit einem Innendurchmesser von 10 mm und als inneres Rohr ein PoIyglactinnetz
desselben Typs wie im Beispiel 1 benutzt wur-
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den. Das Netz wurde an dem äußeren Rohr mit Polyglactinsuturen befestigt. Mit dieser Vorrichtung wurde dann
dasselbe Experiment wie im Beispiel 1 ausgeführt. Das Ergebnis nach sechswöchiger Implantation entsprach völlig
dem Ergebnis des Beispiels 1.
Eine ähnliche Rohrkonstruktion wie im Beispiel 1 wurde hergestellt, wobei ein Rohr aus Dacron-Gewebe mit einer \
Drahtdicke von etwa 20 μΐη und einer Maschengröße von etwa..
600 χ 600 μπι als äußeres Rohr benutzt wurde und wobei das
innere Rohr aus einem Polyglactlnnetz desselben Typs wie im Beispiel 1 bestand. Mit dieser Vorrichtung wurde das
gleiche Experiment an einem Schwein wie im Beispiel 1
ausgeführt. Das Ergebnis nach sechswöchiger Implantation entsprach völlig den Ergebnissen im Beispiel h
Die Erfindung beschränkt sich selbstverständlich nicht auf die oben speziell beschriebene und gezeigte Ausführungsform,
vielmehr sind viele Modifizierungen und Änderungen im Rahmen der folgenden Ansprüche möglich. Das
gilt insbesondere für die resorbierbaren und nichtresorbierbaren Materialien, für den Aufbau der Auflage und des
äußeren Rohres, für die Dimensionierung der verschiedenen Einzelteile, usw.
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Claims (9)
1. / Blutgefäßprothese mit einem rohrförmigen Element aus
inertem, wenigstens teilweise nichtresobierbarem Material ohne nachteilige Gewebereaktion, gekennzeichnet durch eine
poröse, im wesentlichen konzentrische Innenwandkonstruktion (2) aus einem resorbierbaren Material ohne nachteilige
Gewebereaktion, das an dem rohrförmigen Element (1) befestigt ist, wobei die Konstruktion (2) ein derartiges ; ;
Gefüge hat, daß Blutzeilen, wie Erythrozyten und Thrombozyten, in sie eindringen oder sie durchqueren können.
2. Blutgefäßprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Innenwandkonstruktion (2) Teile aufweist, die Abstand von dem rohrförmigen Element (1) haben,
wodurch Zwischenräume (4) zwischen dem rohrförmigen Element (1) und den Teilen vorhanden sind, in die die Blutzellen
eindringen können.
3. Blutgefäßprothese nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet,
daß die Innenwandkonstruktion (2) eine oder mehrere Schichten aus einem porösen resorbierbaren
Material ,aufweist.
4. Blutgefäßprothese nach Anspruch 1, 2 oder 3, dadurch
gekennzeichnet, daß die Innenwandkonstruktion (2) ein oder mehrere Netze aus einem resorbierbaren Material
aufweist.
5. Blutgefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß das rohrförmige Element (1)
mikroporös oder porös ist.
6. Blutgefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
dadurch gekennzeichnet, daß das resorbierbare Material
Polyglykolsäure, Copolymere von Glykolsäure und Milch-
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"- - - . - .".. : j NAOHQEREl3HT
säure oder Lactidpolymere oder Copolymere umfaßt.
7. Blutgefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß das Material des rohrförmigen ..,.,..,
Elements (1) ein Polyethylenterephthalat, Polytetrafluorethen, Polyethen oder Polypropen ist.
8. Blutgefäßprothese nach einem der Ansprüche 5 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß das rohrförmige Element (1)
gewebt, gewirkt oder gestrickt ist.
9. Blutgefäßprothese nach einem der Ansprüche 2 bis 8,
dadurch gekennzeichnet, daß die Zwischenräume (4) zwischen der Innenwand (2) und dem rohrförmigen Element (1) bis zu
etwa 10 um - 5 mm betragen.
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