NL9001428A

NL9001428A - MICROPOROUS TUBULAR PROSTHESIS.

Info

Publication number: NL9001428A
Application number: NL9001428A
Authority: NL
Original assignee: Stichting Tech Wetenschapp
Priority date: 1990-06-21
Filing date: 1990-06-21
Publication date: 1992-01-16
Also published as: WO1991019520A1

Description

Microporeuze buisvormige prothesen.Microporous tubular prostheses.

De uitvinding heeft betrekking op microporeuze buisvormige structuren, welke bijvoorbeeld als bloedvat-prothesen kunnen worden toegepast.The invention relates to microporous tubular structures, which can be used, for example, as blood vessel prostheses.

Dergelijke prothesen zijn bekend uit de Nederlandse octrooiaanvrage 82.02893* Meer in het bijzonder betreft deze Nederlandse octrooiaanvrage prothesen op basis van enerzijds poly(L-melkzuur) en/of poly(D,L-melkzuur) en anderzijds gesegmenteerde polyesterurethanen of polyetherurethanen en wel 5_95 gew.# poly(L-melkzuur) of poly(D,L-melk-zuur) en 95”5 gew.# polyesterurethanen of polyetherurethanen. De buisvormige prothesen worden vervaardigd met behulp van een met polytetra-fluoretheen beklede roestvrijstalen staaf, welke in een natriumcitraat-houdende polymeeroplossing wordt gedompeld en vervolgens gedroogd. Deze bekledingsbehandeling van de staaf wordt zo vaak herhaald totdat om de staaf een buisvormige prothese met een gewenste wanddikte is verkregen. Vervolgens wordt een op dergelijke wijze verkregen prothese gedurende 5-10 uur met gedestilleerd water en ethanol geëxtraheerd voor het verwijderen van het in de prothese aanwezige natriumcitraat ter verkrijging van een bepaalde mate van porositeit resp. poriegrootte.Such prostheses are known from Dutch patent application 82.02893 * More particularly, this Dutch patent application relates to prostheses based on poly (L-lactic acid) and / or poly (D, L-lactic acid) on the one hand and segmented polyester urethanes or polyether urethanes on the other hand, namely 5_95 wt. . # poly (L-lactic acid) or poly (D, L-lactic acid) and 95 ”5 wt. # polyester urethanes or polyether urethanes. The tubular prostheses are made using a polytetrafluoroethylene-coated stainless steel rod which is dipped in a sodium citrate polymer solution and then dried. This coating treatment of the bar is repeated so many times until a tubular prosthesis with a desired wall thickness is obtained around the bar. Subsequently, a prosthesis obtained in this way is extracted for 5-10 hours with distilled water and ethanol to remove the sodium citrate present in the prosthesis to obtain a certain degree of porosity or. pore size.

Gebleken is, dat voor een optimale' toepassing de mechanische eigenschappen van de synthetische materialen voor buisvormige prothesen zoals bloedvatprothesen zoveel mogelijk de mechanische eigenschappen van het specifieke weefsel dienen te benaderen. Na inbrengen in het lichaam, dient de prothese door gereguleerde fragmentatie plaats te maken voor het vanwege de in- en overgroei van endotheelcellen en gladde spiercellen aan de binnenzijde van de prothese en ingroei van perivasculair weefsel aan de buitenzijde van de prothese ontstane weefsel. De frag-mentatiesnelheid van het kunstmateriaal dient hierbij zodanig te zijn afgestemd op de regeneratie van het vervangen weefsel, dat de mechanische eigenschappen van de combinatie implantaat en weefsel zo veel mogelijk behouden blijven.It has been found that, for optimal application, the mechanical properties of the synthetic materials for tubular prostheses such as blood vessel prostheses should approximate as much as possible the mechanical properties of the specific tissue. After insertion into the body, the prosthesis should give way to regulated tissue fragmentation due to the ingrowth and overgrowth of endothelial cells and smooth muscle cells on the inside of the prosthesis and ingrowth of perivascular tissue on the outside of the prosthesis. The fragmentation speed of the artificial material should be adjusted to the regeneration of the replaced tissue in such a way that the mechanical properties of the combination of implant and tissue are preserved as much as possible.

Verrassenderwijs is gevonden, dat de fragmentatiesnelheid van microporeuze prothesen, vervaardigd van een (co)polymeer welke bij lichaamstemperatuur elastomere eigenschappen bezit, verhoogd kan worden door de toevoeging van een met het elastomeer incompatibel (co)polymeer, dat bij lichaamstemperatuur kristallijn is of een glasovergangstempera-tuur van ten minste 37°C bezit. Hierdoor is het mogelijk de fragmentatiesnelheid van bijvoorbeeld een bloedvatprothese, vervaardigd van een elastomeer die bijvoorbeeld zeer langzaam degradeert, zodanig te verho gen, dat deze is af gestemd op de regeneratiesnelheid van de bloedvat-wand.Surprisingly, it has been found that the fragmentation rate of microporous prostheses made of a (co) polymer having elastomeric properties at body temperature can be increased by the addition of an elastomer-incompatible (co) polymer which is crystalline at body temperature or a glass transition temperature. has a temperature of at least 37 ° C. This makes it possible to increase the fragmentation rate of, for example, a blood vessel prosthesis, made of an elastomer which, for example, degrades very slowly, such that it is attuned to the regeneration speed of the blood vessel wall.

De door fragmentatie ontstane brokstukken van het prothese-materi-aal dienen geen ongewenste weefselreacties te induceren. Bij voorkeur worden volgens de uitvinding prothesen toegepast, welke opgebouwd zijn uit een mengsel van enerzijds elastomere en anderzijds kristallijne resp. een glastemperatuur van ten minste 37°C bezittende (co)polymeren, die tot niet-lichaamsvreemde verbindingen fragmenteren.The fragmentation debris of the prosthetic material should not induce unwanted tissue reactions. Prostheses are preferably used according to the invention, which are built up from a mixture of elastomer on the one hand and crystalline or a (co) polymers having a glass temperature of at least 37 ° C, which fragment into non-foreign substances.

Met betrekking tot de bovenbesproken Nederlandse octrooiaanvrage 8202893 verschaft de uitvinding naast de grote veelzijdigheid van de in aanmerking komende elastomere en niet-elastomere (co)polymeren derhalve de mogelijkheid, dat het in deze Nederlandse octrooiaanvrage genoemde polyesterurethaan en polyetherurethaan vervangen kunnen worden door een elastomeer materiaal, dat fragmenteert tot verbindingen die geen ongewenste weefselreacties veroorzaken. De afbraakprodukten van polyetherurethaan en polyesterurethaan zijn namelijk mogelijk toxisch en zouden op lange termijn nadelige effekten kunnen veroorzaken.With regard to the above-discussed Dutch patent application 8202893, the invention provides, in addition to the great versatility of the eligible elastomeric and non-elastomeric (co) polymers, therefore the possibility that the polyester urethane and polyether urethane mentioned in this Dutch patent application can be replaced by an elastomeric material. , which fragments into compounds that do not cause unwanted tissue reactions. Namely, the degradation products of polyether urethane and polyester urethane are potentially toxic and could cause long-term adverse effects.

Voor zowel de elastische als de niet-elastische component dienen derhalve bij voorkeur polymeren te worden gebruikt, die na afbraak in het lichaam geen produkten vormen, die nadelige effecten veroorzaken. Deze polymeren worden gevonden in de groepen: polyesters, polyortho-esters, polyanhydriden en poly(a-aminozuren) en copolymeren zoals poly-depsipeptiden. Hierbij wordt in het bijzonder gedacht aan polymeren, die opgebouwd zijn uit eenheden, die tevens in het lichaam voorkomen. Als voorbeelden van een volgens de uitvinding toepasbaar elastomeer, dat tot niet-lichaamsvreemde verbindingen degradeert, worden elastomere (co)polymeren opgebouwd uit niet-lichaamsvreemde verbindingen zoals L-melkzuur, D,L-melkzuur, glycolzuur, α-hydroxyvaleriaanzuur, e-capro-lacton, a-aminozuren zoals glycine, L-alanine genoemd. Als de niet-elastische component komen o.a. de homopolymeren van de genoemde verbindingen in aanmerking.It is therefore preferable to use polymers for both the elastic and the non-elastic component, which, after degradation in the body, do not form products which cause adverse effects. These polymers are found in the groups: polyesters, polyorthoesters, polyanhydrides and poly (α-amino acids) and copolymers such as polydepsipeptides. In particular, these include polymers, which are made up of units, which also occur in the body. As examples of an elastomer which can be used according to the invention, which degrades to non-foreign substances, elastomeric (co) polymers are built up from non-foreign substances such as L-lactic acid, D, L-lactic acid, glycolic acid, α-hydroxyvaleric acid, e-capro lactone, called α-amino acids such as glycine, L-alanine. The non-elastic component includes the homopolymers of the said compounds.

Meer in het bijzonder heeft de uitvinding derhalve betrekking op prothesen, bijvoorbeeld bloedvatprothesen, welke elastisch en micro-poreus zijn alsook samengesteld uit een mengsel van twee, bij voorkeur tot niet-lichaamsvreemde verbindingen biodegradeerbare (co)polymeren, waarbij het ene (co)polymeer bij lichaamstemperatuur elastisch is, d.w.z. elastomere eigenschappen bezit en het andere (co)polymeer bij lichaamstemperatuur kristallijn is resp. een glastemperatuur van ten minste 37°C bezit, waarbij het laatstgenoemde (co)polymeer fungeert als de regulerende factor voor de fragmentatie van de prothese. Gebleken is namelijk, dat een dergelijke prothese fragmenteert door de op de prothese uitgeoefende mechanische belasting. Simultaan met de desintegratie van de prothese vindt door in- en overgroei regeneratie van bijvoorbeeld een bloedvat plaats, zodat uiteindelijk de prothese door een nieuw uit weefsel opgebouwd bloedvat wordt ingenomen.More particularly, the invention therefore relates to prostheses, for example blood vessel prostheses, which are elastic and microporous as well as composed of a mixture of two, preferably non-foreign, biodegradable (co) polymers, the one (co) polymer is elastic at body temperature, ie has elastomeric properties and the other (co) polymer at body temperature is crystalline, respectively. has a glass transition temperature of at least 37 ° C, the latter (co) polymer acting as the regulating factor for the fragmentation of the prosthesis. Namely, it has been found that such a prosthesis fragments due to the mechanical load exerted on the prosthesis. Simultaneously with the disintegration of the prosthesis, regeneration of, for example, a blood vessel takes place through ingrowth and overgrowth, so that the prosthesis is ultimately taken up by a blood vessel built up from tissue.

Zoals in het bovenstaande is aangegeven, vindt de aanvankelijke degeneratie van een bijvoorbeeld als kunstbloedvat toegepaste prothese plaats via een fragmentatie op grond van de ondervonden mechanische belasting, in dit voorbeeld veroorzaakt door de arteriële pulsaties. Vanwege de incompatibiliteit van de twee componenten bestaat de struk-tuur van de prothese uit een elastische matrix waarin zich niet-elasti-sche domeinen bevinden. Bij extreme belasting veroorzaken de niet-elas-tische domeinen spanningsconcentraties, waardoor breuk in de matrix zal optreden.As indicated above, the initial degeneration of a prosthesis used, for example, as an artificial blood vessel, takes place via a fragmentation due to the mechanical load experienced, in this example caused by the arterial pulsations. Due to the incompatibility of the two components, the structure of the prosthesis consists of an elastic matrix containing non-elastic domains. At extreme loads, the non-elastic domains cause stress concentrations, causing breakage in the matrix.

De gewichtsverhouding van het elastomere (co)polymeer tot het niet-elastomere (co)polymeer, waaruit de prothesen volgens de uitvinding zijn opgebouwd, kan in afhankelijkheid van o.a. de gewenste prothese-eigenschappen resp. de toegepaste materialen van 60:40 tot 99:1» bij voorkeur van 80:20 tot 95:5 variëren.The weight ratio of the elastomeric (co) polymer to the non-elastomeric (co) polymer, from which the prostheses according to the invention are built up, can depend on, inter alia, the desired prosthesis properties, respectively. the materials used vary from 60:40 to 99: 1, preferably from 80:20 to 95: 5.

Ten aanzien van de poriegrootte resp. porositeit van het prothese-materiaal volgens de uitvinding wordt naar voren gebracht, dat deze laatstgenoemde grootheden van 5“200pm en 10-95# en bij voorkeur 30-100pm en 70-90# kunnen variëren. Bovendien kan de poriegrootte over de doorsnede van de prothesewand zelf variëren. Bijvoorbeeld is de poriegrootte aan de lumenzijde normaliter kleiner (5_50pm) dan aan de andere zijde (buitenzijde) van de prothese (50-200pm), waar een direkte ingroei van lichaamsweefsel dient plaats te vinden.With regard to the pore size resp. Porosity of the prosthetic material according to the invention is suggested that the latter quantities can vary from 5 "200pm and 10-95 # and preferably 30-100pm and 70-90 #. In addition, the pore size may vary across the cross section of the prosthetic wall itself. For example, the pore size on the lumen side is normally smaller (5_50pm) than on the other side (outside) of the prosthesis (50-200pm), where direct ingrowth of body tissue should take place.

Het fragmentatiemechanisme wordt geïllustreerd aan de hand van het onderstaand beschreven onderzoek. De in de Nederlandse octrooiaanvrage 8202893 vermelde combinatie polyetherurethaan/poly-L-melkzuur wordt toegepast als referentie. Bij dit onderzoek wordt gebruik gemaakt van een tweetal typen prothesen. Het eerste type is opgebouwd uit enerzijds een goed gedefinieerd elastomeer polyetherurethaan (PEU) en anderzijds een (co)polymeer dat bij lichaamstemperatuur kristallijn is resp. een Tg van ten minste 37°C bezit, zoals de polymeren poly-e-caprolacton (PCI), polyglycine (PGLY), poly-L-melkzuur (Mw = 100.000 g/mol, (PLLA (MM)), poly-L-melkzuur (Mw = 380.000 g/mol, (PLLA (HM)) en polysulfon (PSF). Het fragmentatiemechanisme wordt tevens geïllustreerd aan de hand van prothesen die opgebouwd zijn uit enerzijds het copolyester-etherelastomeer Hytrel 4056 (Hytrel) en anderzijds een (co)polymeer, dat bij lichaamstemperatuur kristallijn is resp. een Tg van ten minste 37°C bezit, de polymeren poly-L-melkzuur (Mw = 50.000 g/mol (PLLA (LM)}, PLLA (HM) en PSF. Benadrukt wordt, dat PSF niet biodegradeerbaar is en louter toegepast wordt om aan te tonen, dat er desondanks een fragmentatie van de prothese optreedt. Voor vergelijkingsdoeleinden worden tevens de combinaties van het elastomeer polyesterurethaan (PESU)/PEU en Hytrel/PEU en prothesen bestaande uit enkel PEÜ en enkel Hytrel toegepast, die, zoals bij het uitgevoerde onderzoek blijkt, niet fragmenteren.The fragmentation mechanism is illustrated by the research described below. The combination of polyether urethane / poly-L-lactic acid mentioned in Dutch patent application 8202893 is used as reference. Two types of prostheses are used in this research. The first type consists of a well-defined elastomeric polyether urethane (PEU) on the one hand and a (co) polymer which is crystalline at body temperature on the other. has a Tg of at least 37 ° C, such as the polymers poly-e-caprolactone (PCI), polyglycine (PGLY), poly-L-lactic acid (Mw = 100,000 g / mol, (PLLA (MM)), poly-L - lactic acid (Mw = 380,000 g / mol, (PLLA (HM)) and polysulfone (PSF). The fragmentation mechanism is also illustrated by means of prostheses which are constructed on the one hand from the copolyester ether elastomer Hytrel 4056 (Hytrel) and on the other hand a ( co) polymer, which is crystalline at body temperature or has a Tg of at least 37 ° C, the polymers poly-L-lactic acid (Mw = 50,000 g / mol (PLLA (LM)}, PLLA (HM) and PSF). PSF is not biodegradable and is used merely to demonstrate that fragmentation of the prosthesis nevertheless occurs.For comparative purposes, the combinations of the elastomeric polyester urethane (PESU) / PEU and Hytrel / PEU and prostheses consisting of ankle PEÜ and only Hytrel are used, which, as appears from the research carried out, do not fragment.

De door middel van dipcoating vervaardigde prothesen worden toegepast als bloedvatprothesen voor de vervanging van de buikslagader van ratten.The dip-coated prostheses are used as blood vessel prostheses to replace the abdominal artery of rats.

Na een implantatieduur van 6 weken worden de prothesen uit de rat verwijderd en met trypsine-collagenase behandeld om het ingegroeide weefsel te verwijderen. Van de op deze wijze beproefde prothesen kan dan de mate van fragmentatie worden vastgesteld.After an implantation period of 6 weeks, the prostheses are removed from the rat and treated with trypsin collagenase to remove the ingrown tissue. The degree of fragmentation of the prostheses tested in this way can then be determined.

Differential Scanning Calorimetry (DSC), dynamische torsiemetingen en Scanning Electron Microscopy (SEM) onderzoek aan een aantal van de toegepaste blends werd uitgevoerd om de incompatibiliteit van de verschillende polymeren in de blend aan te tonen.Differential Scanning Calorimetry (DSC), Dynamic Torsion Measurements and Scanning Electron Microscopy (SEM) studies on some of the blends used were performed to demonstrate the incompatibility of the different polymers in the blend.

VoorbeeldenExamples

Bereiding van de bloedvatprothesenPreparation of the blood vessel prostheses

De PEU/X-prothesen zijn vervaardigd door middel van dipcoating. Deze methode berust op het aanbrengen van een aantal lagen op een glas-staaf door deze afwisselend in een polymeeroplossing en een niet-oplos-middel te dippen. Hierbij wordt de volgende procedure gevolgd:The PEU / X prostheses are manufactured by means of dip coating. This method relies on applying a number of layers to a glass rod by alternately dipping it in a polymer solution and a non-solvent. The following procedure is followed:

Een glasstaaf met de gewenste diameter wordt gedurende een paar seconden in een zoutdeeltjes-houdende polymeeroplossing gedipt. Vervolgens wordt de glasstaaf in een niet-oplosmiddel geplaatst, waardoor het polymeer coaguleert. De zoutdeeltjes worden hierbij omsloten door een polymere matrix. Wanneer het polymeer volledig gecoaguleerd is, wordt de prothese eerst met behulp van tissuepapier en vervolgens aan de lucht gedroogd tot de buitenzijde niet meer vochtig aanvoelt. De glasstaaf wordt omgedraaid en op eenzelfde wijze wordt de volgende laag aangebracht. Deze procedure wordt herhaald totdat de gewenste dikte van de prothesewand is bereikt. Door vervolgens het zout door middel van extractie uit de prothese te verwijderen verkrijgt men een prothese met een poreuze structuur.A glass rod of the desired diameter is dipped in a salt particle-containing polymer solution for a few seconds. The glass rod is then placed in a non-solvent, causing the polymer to coagulate. The salt particles are enclosed in this by a polymeric matrix. When the polymer is fully coagulated, the prosthesis is first dried using tissue paper and then air-dried until the outside no longer feels damp. The glass rod is turned over and the next layer is applied in the same way. This procedure is repeated until the desired thickness of the prosthetic wall is reached. Subsequently, by removing the salt from the prosthesis by extraction, a prosthesis with a porous structure is obtained.

De Hytrel/X-prothesen werden middels een vergelijkbare procedure vervaardigd. Ook hierbij werden verschillende poreuze lagen op een glasstaaf aangebracht door deze meerdere keren in een zoutdeeltjes houdende polymeeroplossing te dippen. Echter de wijze van precipitatie verschilde. Bij de vervaardiging van de Hytrel/X-prothesen werd de in de zoutdeeltjes houdende polymeeroplossing gedipte glasstaaf aan de lucht blootgesteld. Door verdamping van het oplosmiddel vond precipitatie van het polymeer plaats.The Hytrel / X prostheses were manufactured by a similar procedure. Here again, various porous layers were applied to a glass rod by dipping it several times in a salt solution containing polymer solution. However, the method of precipitation was different. In the manufacture of the Hytrel / X prostheses, the glass rod dipped in the polymer solution containing salt particles was exposed to air. The polymer evaporated by evaporation of the solvent.

De poriegrootte en de porositeit van de prothese kan gevarieerd worden door de korrelgrootte van de zoutdeeltjes en/of de zout- en polymeerconcentratie van de dipoplossingen te wijzigen. Een porositeits-en poriegrootteverdeling kan teweeggebracht worden door bij de opeenvolgende dipstappen verschillende oplossingen te gebruiken.The pore size and porosity of the prosthesis can be varied by changing the grain size of the salt particles and / or the salt and polymer concentration of the dip solutions. A porosity and pore size distribution can be brought about by using different solutions in the successive dipping steps.

Bij het onderzoek volgens de uitvinding zijn prothesen vervaardigd, met de samenstelling PEU/X = 9/1 (w/w), met X = PEU, PESU, PCI, PGLY, PLLA (MM), PLLA (HM) en PSP en Hytrel/X = 9/1 (w/w) met X = PEU, Hytrel, PLLA (LM), PLLA (HM) en PSF.Prostheses were produced in the research according to the invention, having the composition PEU / X = 9/1 (w / w), with X = PEU, PESU, PCI, PGLY, PLLA (MM), PLLA (HM) and PSP and Hytrel / X = 9/1 (w / w) with X = PEU, Hytrel, PLLA (LM), PLLA (HM) and PSF.

De voornoemde afkortingen hebben betrekking op:The abbreviations mentioned above relate to:

Hytrel = copolyesterether, het handelsprodukt Hytrel 4056; PEU = polyetherurethaan, het handelsprodukt Estaan 5714F1; PESU = polyesterurethaan, het handelsprodukt Estaan 5707F1; PCI = poly-e-caprolacton (molecuulgewicht: 70*000); PGLY = polyglycine (molecuulgewicht: 2.000); PLLA (LM) =poly-L-melkzuur (molecuulgewicht: 50.000); PLLA (MM) =poly-L-melkzuur (molecuulgewicht: 100.000); PLLA (HM) =poly-L-melkzuur (molecuulgewicht: 380.000); PSF = polysulfon (Union Carbide P3500 met de brutoformule (σ6Ηιί(σΗ3)2θ6Η4θσ6Η480206Η4θ)ηHytrel = copolyester ether, the commercial product Hytrel 4056; PEU = polyether urethane, the commercial product Estane 5714F1; PESU = polyester urethane, the commercial product Estane 5707F1; PCI = poly-ε-caprolactone (molecular weight: 70 * 000); PGLY = polyglycine (molecular weight: 2,000); PLLA (LM) = poly-L-lactic acid (molecular weight: 50,000); PLLA (MM) = poly-L-lactic acid (molecular weight: 100,000); PLLA (HM) = poly-L-lactic acid (molecular weight: 380,000); PSF = polysulfone (Union Carbide P3500 with the gross formula (σ6Ηιί (σΗ3) 2θ6Η4θσ6Η480206Η4θ) η

Een porositeits- en poriegrootteverdeling is aangebracht door gebruik te maken van twee dipoplossingen. De samenstellingen van deze oplossingen staan vermeld in de onderstaande Tabel A. De diameter van de glasstaaf bedroeg 1,3 mm of 1,5 mm. De temperatuur van de dipbaden werd zodanig geregeld, dat bij de dipprocedure een egale dunne laag kon worden aangebracht. Bij de vervaardiging van de PEU/X-prothese verschilde de temperatuur per samenstelling en bedroeg tussen 40 en 60°C.A porosity and pore size distribution has been made using two dip solutions. The compositions of these solutions are listed in Table A below. The diameter of the glass rod was 1.3 mm or 1.5 mm. The temperature of the dip baths was controlled so that an even thin layer could be applied during the dipping procedure. In the manufacture of the PEU / X prosthesis, the temperature differed per composition and was between 40 and 60 ° C.

Bij de vervaardiging van de Hytrel/X-prothesen was deze steeds circa 20°C. Coagulatie bij de vervaardiging van de PEU/X-prothesen vond gedurende de eerste 10 seconden plaats in een ethanol/water-mengsel met een verhouding van 10/0, 9/1 of 8/2 (v/v) bij kamertemperatuur, daarna werd de glasstaaf overgebracht in ethanol/water = 7/5 (v/v) eveneens bij kamertemperatuur (minimaal 5 minuten). Bij de vervaardiging van de Hytrel/X-prothesen werd de glasstaaf 1 è. 3 minuten aan de lucht blootgesteld. Nadat het gewenste aantal lagen was aangebracht, werden de PEU/X-prothesen gedurende 30 minuten in ethanol/water = 7/5 (v/v) weggezet en de Hytrel/X-prothesen gedurende 20 minuten aan de lucht blootgesteld. Vervolgens werd het zout uit de prothese geëxtraheerd met gedestilleerd water van 40-50°C gedurende 2 uren. De prothese werd daarna nog tweemaal gespoeld met gedestilleerd water, van de glasstaaf gehaald en in ethanol opgeslagen.When the Hytrel / X prostheses were manufactured, it was always approximately 20 ° C. Coagulation in the manufacture of the PEU / X prostheses took place in the ethanol / water mixture at a ratio of 10/0, 9/1 or 8/2 (v / v) at room temperature for the first 10 seconds, then the glass rod transferred in ethanol / water = 7/5 (v / v) also at room temperature (minimum 5 minutes). During the manufacture of the Hytrel / X prostheses, the glass rod 1 è. Exposed to air for 3 minutes. After the desired number of layers were applied, the PEU / X prostheses were set aside in ethanol / water = 7/5 (v / v) for 30 minutes and the Hytrel / X prostheses exposed to air for 20 minutes. Then the salt was extracted from the prosthesis with distilled water at 40-50 ° C for 2 hours. The prosthesis was then rinsed twice more with distilled water, removed from the glass rod and stored in ethanol.

TABEL ATABLE A

PEU/X-prothesen: X: PEUS/PESU/ PLLA (MM)f PLLA (HM)f PCL/PGLYe/PEU / X prostheses: X: PEUS / PESU / PLLA (MM) f PLLA (HM) f PCL / PGLYe /

PSFPSF

Lumenzijde:Lumen side:

Poly.conc.a 7,5-8,0 7,1 7,0Poly.conc.a 7.5-8.0 7.1 7.0

Oplosin.b 7/1/0 of 1/0/0 10/2/5 10/2/5Solution b 7/1/0 or 1/0/0 10/2/5 10/2/5

Zoutconc.c 50 33 11,5Salt conc. 50 33 11.5

Korrelgr.zout^ <38 <38 <38Grain size salt ^ <38 <38 <38

Aantal lagen 2 a 3 3 3Number of layers 2 a 3 3 3

Buitenzijde:Exterior:

Polym.conc.a 6,6 6,6 6,6 0plosm.b 5/1/0 of 5/0/0 8/1/3 8/1/3Polym.conc.a 6.6 6.6 6.6 0plosm.b 5/1/0 or 5/0/0 8/1/3 8/1/3

Zoutconc.c 64,5 64,5 16Salt conc.c 64.5 64.5 16

Korrelgr. zout^ 63-106 63-IO6 63-106Grain gr. salt ^ 63-106 63-IO6 63-106

Aantal lagen 2 a 3 2 2Number of layers 2 a 3 2 2

Hytrel/X-prothesen: X: Hytrel^/PLLA(LM)/ PEÜHytrel / X prostheses: X: Hytrel ^ / PLLA (LM) / PEÜ

PLLA (HM)/PSFPLLA (HM) / PSF

Lumenzijde:Lumen side:

Polym.conc.a 7 7 0plosm.b 0/0/1 0/1/4Polym.conc.a 7 7 0plosm.b 0/0/1 0/1/4

Zoutconc.c 85 85Salt conc. 85 85

Korrelgr. zout^ <38 <38Grain gr. salt ^ <38 <38

Aantal lagen 2 a 3 2Number of layers 2 a 3 2

Buitenzijde:Exterior:

Polym.conc.8· 4,5 4,5 0plosm.b 0/0/1 0/1/4Polym.con. 8 · 4.5 4.5 0plosm.b 0/0/1 0/1/4

Zoutconc.c 8l 8lSalt conc.c 8l 8l

Korrelgr. zout^ 63~106 63-IO6Grain gr. salt ^ 63 ~ 106 63-IO6

Aantal lagen 5 & 8 6 a: Polymeerconcentratie in g/100 ml b: Verhouding Ν,Ν-dimethylformamide (DMF)/tetrahydrofuraan (THF)/CHClg (v/v/v) c: Concentratie natriumcitraat in g/100 ml d: Korrelgrootte in pm e: PGLY lost niet op in DMF/THF-mengsels. Het PGLY is gedispergeerd (d < 5pm) over de PEU-matrix f: PLLA (MM) en PLLA (HM) lossen slecht op in DMF/THF-mengsels, maar goed in CHCl^. Vlak voor de dipprocedure werd aan een oplossing van PEU in DMF/THF onder zeer goed roeren een oplossing van PLLA (MM) of PLLA (HM) in CHCI3 druppelsgewijs toegevoegd tot een oplossing met de gewenste samenstelling werd verkregen, g: Prothesen bestaand uit alleen PEU of alleen Hytrel zijn aangegeven met PEU/X, X = PEU resp. Hytrel/X, X = Hytrel.Number of layers 5 & 8 6 a: Polymer concentration in g / 100 ml b: Ratio Ν, Ν-dimethylformamide (DMF) / tetrahydrofuran (THF) / CHClg (v / v / v) c: Sodium citrate concentration in g / 100 ml d: Grain size in pm e: PGLY does not dissolve in DMF / THF mixtures. The PGLY is dispersed (d <5pm) over the PEU matrix f: PLLA (MM) and PLLA (HM) dissolve poorly in DMF / THF mixtures, but well in CHCl 3. Just before the dipping procedure, a solution of PLLA (MM) or PLLA (HM) in CHCl 3 was added dropwise to a solution of PEU in DMF / THF with very good stirring until a solution of the desired composition was obtained, g: Prostheses consisting of only PEU or only Hytrel are indicated with PEU / X, X = PEU resp. Hytrel / X, X = Hytrel.

Karakterisering prothesenCharacterization of prostheses

De met behulp van de bovenbeschreven dipmethode verkregen prothesen werden onder toepassing van lichtmicroscopie op porositeit, scheuren, gelijkmatige wanddikte, pinholes en laaghechting gecontroleerd. Tevens werd met behulp van lichtmicroscopie de wanddikte bepaald.The prostheses obtained by the above-described dip method were checked by light microscopy for porosity, cracks, uniform wall thickness, pinholes and layer adhesion. The wall thickness was also determined with the aid of light microscopy.

De porositeit werd berekend aan de hand van het gewicht en het volume van de prothesen en de poriegrootteverdeling werd bepaald met raster-electronenmicroscopie.The porosity was calculated from the weight and volume of the prostheses, and the pore size distribution was determined by scanning electron microscopy.

De elasticiteit van de prothesen in de longitudinale richting werd als volgt bepaald: kort voor de meting werd de prothese vanuit ethanol met gedestilleerd water gespoeld en tussen de klemmen van een Instron-trekbank bevestigd. De prothese met een lengte van 1 cm werd met een treksnelheid van 0,5 cm/min naar 100# rek gebracht. De gemeten kracht bij deze rekbewerking leverde de F-100#-waarde.The elasticity of the prostheses in the longitudinal direction was determined as follows: shortly before the measurement, the prosthesis was rinsed with distilled water from ethanol and attached between the clamps of an Instron tensile testing machine. The 1 cm length prosthesis was brought to 100 # stretch at a drawing rate of 0.5 cm / min. The measured force in this stretching operation yielded the F-100 # value.

In een aantal gevallen werden ook trek-rek-metingen verricht in de radiale richting. Hierbij werd de prothese met een lengte van 0,5 cm met een snelheid van 0,5 cm/min. opgerekt. De gemeten kracht bij een rek van 0,5 cm leverde de FR(0,5)-waarde.In a number of cases, tensile strain measurements were also made in the radial direction. Thereby, the prosthesis with a length of 0.5 cm at a speed of 0.5 cm / min. stretched. The measured force at a stretch of 0.5 cm gave the FR (0.5) value.

Met betrekking tot de component X in de PEU/X-prothesen en de Hytrel/X-prothesen worden ter illustratie de onderstaande gegevens verstrekt, waarbij Tm de smelttemperatuur, Tg de glas temperatuur, de term "n.dg" de betekenis slecht-degradeerbaar, de term "dg” de betekenis degradeerbaar, de term "el" de betekenis elastisch en de term "n.el" de betekenis niet-elastisch bezitten.For the component X in the PEU / X prostheses and the Hytrel / X prostheses, the following data is provided for illustrative purposes, where Tm is the melting temperature, Tg is the glass temperature, the term "n.dg" is the meaning of degradable , the term "dg" has the meaning degradable, the term "el" has the meaning elastic and the term "n.el" has the meaning non-elastic.

TABEL BTABLE B

X Tm(°C) Tg n.dg/el dg/el dg/n.el n.dg/n.el PEU — <37°C x PESU --- <37°C xX Tm (° C) Tg n.dg / el dg / el dg / n.el n.dg / n.el PEU - <37 ° C x PESU --- <37 ° C x

Hytrel --- <37°C x PCI 60 <37°C x PDLLA --- >37°C x PLLA (LM) 175 >37°C x PLLA (HM) 175 >37°C x PGLY --- >37°C x PSF --- >37°C xHytrel --- <37 ° C x PCI 60 <37 ° C x PDLLA ---> 37 ° C x PLLA (LM) 175> 37 ° C x PLLA (HM) 175> 37 ° C x PGLY ---> 37 ° C x PSF ---> 37 ° C x

Met betrekking tot de met behulp van de bovenbeschreven dipmethode verkregen prothesen worden in de onderstaande Tabel C de volgende gegevens verstrekt.With respect to the prostheses obtained by the above-described dip method, the following data are provided in Table C below.

TABEL CTABLE C

Samenstelling Wand Diam. Poriegr. Porosi- F-100% dikte(mm) (mm) verd.(pm) teit(^) (N) PEU 0,60 1,3 30-100 87 0,95 PEU/PESU = 9/1 0,60 1,3 30-100 89 0,95 PEU/PCL =9/1 0,30 1,3 30-100 83 0,90 PEU/PGLY = 9/1 0,30 1,3 30-100 89 0,40 PEU/PLLA (MM) = 9/1 0,45 1,5 30-100 75 0,60 PEU/PLLA (HM) = 9/1 0,35 1,3 30-100 70 0,50 PEU/PSF =9/1 0,30 1,3 30-100 84 0,70Composition Wall Diam. Poriegr. Porosi- F-100% thickness (mm) (mm) diff. (Pm) (^) (N) PEU 0.60 1.3 30-100 87 0.95 PEU / PESU = 9/1 0.60 1 .3 30-100 89 0.95 PEU / PCL = 9/1 0.30 1.3 30-100 83 0.90 PEU / PGLY = 9/1 0.30 1.3 30-100 89 0.40 PEU / PLLA (MM) = 9/1 0.45 1.5 30-100 75 0.60 PEU / PLLA (HM) = 9/1 0.35 1.3 30-100 70 0.50 PEU / PSF = 9 / 1 0.30 1.3 30-100 84 0.70

Hytrel 0,50 1,5 30-100 82 1,05Hytrel 0.50 1.5 30-100 82 1.05

Hytrel/PLLA (LM) = 9/1 0,50 1,5 30-100 83 1,25Hytrel / PLLA (LM) = 9/1 0.50 1.5 30-100 83 1.25

Hytrel/PLLA (HM) =9/1 0,55 1,5 30-100 84 1,35Hytrel / PLLA (HM) = 9/1 0.55 1.5 30-100 84 1.35

Hytrel/PSF =9/1 0,50 1,5 30-100 83 1,80Hytrel / PSF = 9/1 0.50 1.5 30-100 83 1.80

Hytrel/PEU =9/1 0,50 1,5 30-100 73 2,95Hytrel / PEU = 9/1 0.50 1.5 30-100 73 2.95

CompatibiliteitCompatibility

Verschillende technieken werden op een aantal blends toegepast om een indicatie te verkrijgen omtrent de mate van vermenging op moleculair niveau van PEU en X of Hytrel en X in deze blends. Hierbij werden zowel poreuze prothesen als dichte (niet-poreuze) films gebruikt. De dichte films werden vervaardigd door middel van indamping van polymeer-oplossingen.Different techniques have been applied to a number of blends to provide an indication of the degree of mixing at the molecular level of PEU and X or Hytrel and X in these blends. Both porous prostheses and dense (non-porous) films were used. The dense films were prepared by evaporation of polymer solutions.

De kristalliniteit van de component X in de PEU/X-prothesen met X = PCI, PLLA (MM) en PLLA (HM) en de Hytrel/X-prothesen met X = PLLA (LM) en PLLA (HM) ten opzichte van zuiver X werd bepaald met een DuPont 990 thermal analyser (DSC) bij een temperatuurstijging van 10°C/min. De thermogrammen van de PEU/PLLA (MM)- en de PEU/PLLA (HM)-prothesen vertonen twee smeltpieken tussen 160°C-180°C. Kennelijk zijn er twee typen kristalroosters van het PLLA met verschillende smelttemperaturen in de PEU matrix gevormd. Voorts blijkt uit de DSC-metingen, dat de kristalliniteit van de component X in de verschillende blends slechts weinig is afgenomen ten opzichte van de zuivere component. Dit duidt op een sterke incompatibiliteit van de polymeren in het mengsel.The crystallinity of component X in the PEU / X prostheses with X = PCI, PLLA (MM) and PLLA (HM) and the Hytrel / X prostheses with X = PLLA (LM) and PLLA (HM) relative to pure X was determined with a DuPont 990 thermal analyzer (DSC) at a temperature rise of 10 ° C / min. The thermograms of the PEU / PLLA (MM) and the PEU / PLLA (HM) prostheses show two melting peaks between 160 ° C-180 ° C. Apparently, two types of PLLA crystal lattices with different melting temperatures have been formed in the PEU matrix. Furthermore, the DSC measurements show that the crystallinity of the component X in the various blends has decreased only slightly compared to the pure component. This indicates a strong incompatibility of the polymers in the mixture.

TABEL DTABLE D

Tm(°C) Z\Hf(J/g) PCI (100# kristallijn) 139,5a PCI (uitgangsstof) 63 84,4 PEU/PCl-prothese 63 64,3 PLLA (1002 kristallijn) 93,7a PLLA (MM) (uitgangsstof) 172 33 PEU/PLLA (MM)-prothese 167/174 15/16 PLLA (1002 kristallijn) 93,7a PLLA (HM) (uitgangsstof) 172 32 PEU/PLLA (HM)-prothese 167/176 18/17Tm (° C) Z \ Hf (J / g) PCI (100 # crystalline) 139.5a PCI (starting material) 63 84.4 PEU / PCl prosthesis 63 64.3 PLLA (1002 crystalline) 93.7a PLLA (MM ) (starting material) 172 33 PEU / PLLA (MM) prosthesis 167/174 15/16 PLLA (1002 crystalline) 93.7a PLLA (HM) (starting material) 172 32 PEU / PLLA (HM) prosthesis 167/176 18 / 17

Hytrel/PLLA (HM)-prothese 172 18 PLLA (1002 kristallijn) 93,7a PLLA (LM) (uitgangsstof) 172 54Hytrel / PLLA (HM) prosthesis 172 18 PLLA (1002 crystalline) 93.7a PLLA (LM) (starting material) 172 54

Hytrel/PLLA (LM)-prothese 172 31 a: theoretische waardeHytrel / PLLA (LM) prosthesis 172 31 a: theoretical value

Dynamische torsie-metingen aan de prothesen en dichte films (20x6x0,5 nim) met samenstelling Hytrel/X = 9/1 met X = Hytrel, PLLA (LM), PLLA (HM), PSF en PEU werden verricht met een Myrenne torsie-balans. De metingen werden verricht bij een torsiefrequentie van 1 Hz en een temperatuurstijging van l°C/min. Hierbij werd voor alle onderzochte materialen een glasovergangstemperatuur van -60°C gemeten. Hieruit kan worden geconcludeerd, dat de amorfe fracties van de polymeren in de verschillende blends niet of nagenoeg niet zijn gemengd.Dynamic torsion measurements on the prostheses and dense films (20x6x0.5 nim) with composition Hytrel / X = 9/1 with X = Hytrel, PLLA (LM), PLLA (HM), PSF and PEU were performed with a Myrenne torsion balance. The measurements were made at a torsion frequency of 1 Hz and a temperature rise of 1 ° C / min. A glass transition temperature of -60 ° C was measured for all materials tested. From this it can be concluded that the amorphous fractions of the polymers in the different blends are not or hardly mixed.

Door de Hytrel/X-blends in een selectief oplosmiddel te plaatsen kon de toevoeging X uit de blend worden verwijderd en kon de fasenscheiding met behulp van SEM zichtbaar gemaakt worden. Bij deze experimenten werden dichte films gebruikt omdat bij poreuze strukturen geen onderscheid gemaakt kon worden tussen de poriën die reeds voor de oplos-middelbehandeling aanwezig waren en de poriën die ontstonden tengevolge van de selectieve verwijdering van de toevoeging. Dioxaan bleek een geschikt selectief oplosmiddel voor de verwijdering van de verschillende toevoegingen X uit de Hytrel/X-blends. Doorsneden van de dichte films met samenstelling Hytrel/X = 9/1, met X = Hytrel, PEU, PLLA (LM), PLLA (HM) en PSF, verkregen met behulp van microtomie bij -120°C, werden gedurende 15-30 minuten geïncubeerd in dioxaan. De monsters werden vervolgens gedroogd en bestudeerd met behulp van SEM. Waargenomen werd, dat de doorsneden van de met dioxaan behandelde monsters met samenstelling Hytrel/X = 9/1 met X = PEU, PLLA (LM), PLLA (HM) en PSP poreus waren en de doorsnede van het met dioxaan behandelde monster bestaande uit enkel Hytrel niet. Volledigheidshalve wordt vermeld, dat de doorsneden van niet-dioxaan behandelde monsters geen poriën vertoonden.By placing the Hytrel / X blends in a selective solvent, the additive X could be removed from the blend and the phase separation could be visualized using SEM. Dense films were used in these experiments because, in porous structures, it was not possible to distinguish between the pores already present before the solvent treatment and the pores created as a result of the selective removal of the addition. Dioxane was found to be a suitable selective solvent for removing the various additives X from the Hytrel / X blends. Sections of the dense films of composition Hytrel / X = 9/1, with X = Hytrel, PEU, PLLA (LM), PLLA (HM) and PSF, obtained by microtomy at -120 ° C, were made for 15-30 incubated in dioxane for minutes. The samples were then dried and studied using SEM. It was observed that the cross sections of the dioxane treated samples of composition Hytrel / X = 9/1 with X = PEU, PLLA (LM), PLLA (HM) and PSP were porous and the cross section of the dioxane treated sample consisting of only Hytrel does not. For the sake of completeness, it is stated that the cross sections of non-dioxane treated samples did not show pores.

Deze metingen tonen aan, dat de polymeren in de toegepaste blends niet of slechts in zeer geringe mate op moleculair niveau met elkaar gemengd zijn.These measurements show that the polymers in the blends used are not or only very slightly mixed at the molecular level.

In vivo evaluatieIn vivo evaluation

De bovenvermelde prothesen met een lengte van 1 cm werden gedurende 6 weken toegepast als bloedvatprothese voor de vervanging van de buikslagader van een rat (N=3). Na explantatie bleken de PEU/PLLA (MM)-en één van de drie Hytrel/PLLA (LM)-prothesen sterk gedilateerd, hetgeen een aanwijzing is voor een vergaande fragmentatie van het kunstmateriaal. De overige toegepaste prothesen gaven na explantatie een normale aanblik. Het ingegroeide weefsel werd met behulp van een gecombineerde trypsine-collagenase-behandeling verwijderd. Meer in het bijzonder werden de na explantatie verkregen prothesen in ethanol bewaard en voor de trypsine-collagenase-behandeling grondig met gedestilleerd water gespoeld. Aan de op deze wijze gespoelde prothesen werd vervolgens 5 ml 10# trypsine/EDTA toegevoegd en gedurende 24 uur bij 37°C in een schudbad behandeld. Na extraktie met gedestilleerd water werden de prothesen tenslotte gedurende 2 a 4 dagen met 5 ml 0,3# colla-genase in PBS in een schudbad bij 37°C behandeld.The above 1 cm length prostheses were used for 6 weeks as a blood vessel prosthesis to replace the abdominal artery of a rat (N = 3). After explantation, the PEU / PLLA (MM) and one of the three Hytrel / PLLA (LM) prostheses appeared to be highly dilated, which indicates an extensive fragmentation of the artificial material. The other prostheses used gave a normal appearance after explant. The ingrown tissue was removed using a combined trypsin collagenase treatment. More specifically, the prostheses obtained after explantation were stored in ethanol and rinsed thoroughly with distilled water before the trypsin collagenase treatment. To the prostheses rinsed in this way, 5 ml of 10 # trypsin / EDTA was then added and treated in a shaking bath at 37 ° C for 24 hours. After extraction with distilled water, the prostheses were finally treated with 5 ml of 0.3 # collagenase in PBS in a shaking bath at 37 ° C for 2 to 4 days.

De PEU/X-prothesen met X = PSF, PCI en PLLA (MM) bleken na de collagenase/trypsine-behandeling sterk gefragmenteerd: de prothesen vertoonden grote scheuren en verbrokkelden onder lichte rek. De PEU/PLLA (HM)- en de PEU/PGLY-prothesen waren minder sterk gefragmenteerd: de prothesen zagen er macroscopisch intact uit, maar de trek sterkte was tot zeer lage waarden gereduceerd. De PEU/X-prothesen met X = PEU, PESU waren nauwelijks gefragmenteerd: een lichte verzwakking van de prothesen kon worden vastgesteld met behulp van trek-rek-metingen (zie Tabel E). De Hytrel/PLLA (LM)-prothesen waren vergaand gefragmenteerd: de gedilateerde prothese was in drie drukken uiteengevallen, bij de andere twee prothesen waren grote scheuren te zien en was de treksterkte tot zeer lage waarden afgenomen. De Hytrel/PLLA (HM)- en de Hytrel/PSF-prothesen zagen er onveranderd uit. Fragmentatie kon echter worden vastgesteld door middel van metingen met de trekbank (zie Tabel E). Bij de Hytrel/Hytrel en de Hytrel/PEU-prothesen kon geen fragmentatie worden vastgesteld. De mechanische eigenschappen van de prothesen voor en na implantatie waren nagenoeg gelijk. Volledigheidshalve wordt vermeld, dat een gecombineerde trypsine-collagenase-behandeling geen effekt op de mechanische eigenschappen van de niet-geïmplanteerde prothesen had.The PEU / X prostheses with X = PSF, PCI and PLLA (MM) appeared to be highly fragmented after the collagenase / trypsin treatment: the prostheses showed large cracks and crumbled under light elongation. The PEU / PLLA (HM) and the PEU / PGLY prostheses were less fragmented: the prostheses looked macroscopically intact, but the tensile strength was reduced to very low values. The PEU / X prostheses with X = PEU, PESU were hardly fragmented: slight attenuation of the prostheses could be determined by tensile strain measurements (see Table E). The Hytrel / PLLA (LM) prostheses were highly fragmented: the dilated prosthesis had split into three pressures, the other two prostheses showed large cracks and tensile strength had decreased to very low values. The Hytrel / PLLA (HM) and the Hytrel / PSF prostheses looked unchanged. However, fragmentation could be determined by tensile testing (see Table E). Fragmentation was not found with the Hytrel / Hytrel and the Hytrel / PEU prostheses. The mechanical properties of the prostheses before and after implantation were almost the same. For the sake of completeness, it is stated that a combined trypsin collagenase treatment had no effect on the mechanical properties of the non-implanted prostheses.

TABEL ETABLE E

PEU/X-prothesen:PEU / X prostheses:

X expl.a tri.-coll.b FR(0,5)v/FR(0,5)nc TSv/TSnd WX expl.a tri.-coll.b FR (0.5) v / FR (0.5) nc TSv / TSnd W

PEU + + 2,40/1,65 3.90/1,90 8,0/6,0 PESU + + 2,50/1,90 3,70/2,20 8,0/6,5 PCI + — nvt/nd nvt/nd nvt/nd PGLY + — nvt/nd nvt/nd nvt/nd PLLA (MM) — --- nvt/nd nvt/nd nvt/nd PLLA (HM) + — nvt/nd nvt/nd nvt/nd PSF + — nvt/nd nvt/nd nvt/ndPEU + + 2.40 / 1.65 3.90 / 1.90 8.0 / 6.0 PESU + + 2.50 / 1.90 3.70 / 2.20 8.0 / 6.5 PCI + - n / a / nd n / a / nd n / a PGLY + - n / a / nd n / a / nd n / a nd PLLA (MM) - --- n / nd n / a / nd n / nd PLLA (HM) + - n / nd n / nd n / a / nd PSF + - n / a nd n / a nd n / a

Hytrel/X-prothesen:Hytrel / X prostheses:

Hytrel + + 1,90/1,80 2,10/1,80 6,5/5,0 PLLA (LM) +- --- nvt/nd nvt/nd nvt/nd PLLA (HM) + - nvt/nvt 2,10/0,75 3,6/1,7 PSF + - 4,00/nvt 4,70/2,30 7,5/3,9 PEU + + 5,80/5,10 10,5/9,0 8,5/8,0 nd : niet bepaald a) +: onveranderd gedilateerd b) +: niet of nauwelijks gefragmenteerd afname van de mechanische eigenschappen —: treksterkte is tot zeer lage waarden afgenomen —: zeer vergaand gefragmenteerd, de prothesen vertonen scheuren c) FR(0,5)v/FR(0,5)n: FR(0,5)-waarde in Newton voor implantatie / FR(0,5)-waarde in Newton na implantatie d) TSv/TSn: maximale treksterkte in Newton voor implantatie / maximale treksterkte in Newton na implantatie e) Rv/Rn: rek bij maximale treksterkte in mm voor implantatie / rek bij maximale treksterkte in mm na implantatieHytrel + + 1.90 / 1.80 2.10 / 1.80 6.5 / 5.0 PLLA (LM) + - --- N / A N / A N / A N / A N / A PLLA (HM) + - N / A / N / A 2.10 / 0.75 3.6 / 1.7 PSF + - 4.00 / N / A 4.70 / 2.30 7.5 / 3.9 PEU + + 5.80 / 5.10 10.5 / 9.0 8.5 / 8.0 nd: not determined a) +: dilated unchanged b) +: little or no fragmentation decrease in mechanical properties -: tensile strength has decreased to very low values -: very fragmented, the prostheses show cracks c) FR (0.5) v / FR (0.5) n: FR (0.5) value in Newton before implantation / FR (0.5) value in Newton after implantation d) TSv / TSn: maximum tensile strength in Newton before implantation / maximum tensile strength in Newton after implantation e) Rv / Rn: elongation at maximum tensile strength in mm before implantation / elongation at maximum tensile strength in mm after implantation

Claims

Microporous tubular structures, characterized in that the wall is composed of a mixture of, on the one hand, a matrix of a (co) polymer with elastomeric properties at body temperature and, on the other hand, a (co) polymer incorporated in this matrix, which is crystalline at body temperature, respectively. has a glass transition temperature of at least 37 ° C, it being understood that mixtures of polyester urethanes or polyether urethanes on the one hand and polylactic acid on the other hand are excluded.

Microporous tubular structures according to claim 1, characterized in that the (co) polymer incorporated in the elastomer matrix which is crystalline at body temperature is resp. a glass temperature of at least 37 property is a biodegradable (co) polymer.

Microporous tubular structures according to claim 1 or 2, characterized in that the (co) polymer incorporated in the elastomeric matrix, which is crystalline at body temperature, respectively. has a glass transition temperature of at least 37 ° C, which is a biodegradable (co) polymer, which is made up of units which occur in the body and the degradation products of which do not cause adverse reactions.

Microporous tubular structures according to claim 1, 2 or 3 », characterized in that the (co) polymer incorporated in the elastomer matrix, which is crystalline at body temperature, respectively. has a glass transition temperature of at least 37 ° C, is a biodegradable (co) polymer selected from the group consisting of polyesters, polyorthoesters, polyanhydrides and poly (α-amino acids) and copolymers such as polydepsipeptides.

Microporous tubular structures according to claim 1, 2, 3 or 4, characterized in that the (co) polymer incorporated in the elastomer matrix, which is crystalline at body temperature, respectively. has a glass transition temperature of at least 37 ° C, is a biodegradable (co) polymer selected from the group consisting of (co) polymers composed of L-lactic acid, D, L-lactic acid, glycolic acid, α-hydroxyvaleric acid, e-caprolactone and α-amino acids such as glycine and L-analine.

Microporous tubular structures according to claim 1, characterized in that both the (co) polymer which has elastomeric properties at body temperature and the (co) polymer which is crystalline at body temperature, respectively. has a glass transition temperature of at least 37 ° C, is a biodegradable (co) polymer.

Microporous tubular structures according to claim 6, characterized in that the (co) polymer incorporated in the elastomer matrix, which is crystalline at body temperature, respectively. has a glass transition temperature of at least 37 ° C, a biodegradable (co) polymer is selected from the group consisting of polyesters, poly-orthoesters, polyanhydrides and poly (o-amino acids) and copolymers such as polydepsipeptides.

Microporous tubular structures according to claim 6 or 7, characterized in that the (co) polymer incorporated in the elastomer matrix, which is crystalline at body temperature, respectively. has a glass transition temperature of at least 37 ° C, is a biodegradable (co) polymer composed of units which exist in the body and the degradation products of which do not cause adverse reactions.

Microporous tubular structures according to claim 6, 7 or 8, characterized in that the (co) polymer incorporated in the elastomer matrix which is crystalline at body temperature is resp. has a glass transition temperature of at least 37 ° C, is a biodegradable (co) polymer selected from the group consisting of (co) polymers composed of L-lactic acid and D, L-lactic acid, glycolic acid, α-hydroxyvaleric acid, e- caprolactone and α-amino acids such as glycine and L-analine.

Microporous tubular structures according to claim 1, 6, 7, 8 or 9, characterized in that the elastomeric (co) polymer is composed of units which occur in the body and of which the degradation products do not cause any adverse reactions.

Microporous tubular structures according to claim 1, 6, 7, 8 or 10, characterized in that the elastomeric (co) polymer is selected from the group consisting of polyesters, polyorthoesters, polyanhydrides and poly (α-amino acids) and copolymers such as polydepsipeptides.

Microporous tubular structures according to claim 1, 6, 7 * 8, 9, 10 or 11, characterized in that the elastomeric (co) polymer is selected from the group consisting of (co) polymers composed of L-lactic acid , D, L-lactic acid, glycolic acid, α-hydroxyvaleric acid, ε-caprolactone and α-amino acids such as glycine and L-analine.

Microporous tubular structures according to one or more of Claims 1 to 12, characterized in that they are used as blood vessel prostheses.

Microporous tubular structures according to one or more of claims 1 to 13, characterized in that the weight ratio of the elastomeric (co) polymer to the non-elastomeric (co) polymer is from 60:40 to 99: 1.

Microporous tubular structures according to claim 14, characterized in that the weight ratio of the elastomeric (co) polymer to the non-elastomeric (co) polymer is from 80:20 to 95-5.

Microporous tubular structures according to one or more of claims 1-15, characterized in that the pore size is 5 "200pm and the porosity is 10-95 #.

Microporous tubular structures according to claim 16f, characterized in that the pore size is 30-100μιη and the porosity is 70-90 #.