NO167073B - Fremgangsmaate til fremstilling av en poroes, hul, hovedsaklig sylindrisk vaskulaer protese. - Google Patents
Fremgangsmaate til fremstilling av en poroes, hul, hovedsaklig sylindrisk vaskulaer protese. Download PDFInfo
- Publication number
- NO167073B NO167073B NO875260A NO875260A NO167073B NO 167073 B NO167073 B NO 167073B NO 875260 A NO875260 A NO 875260A NO 875260 A NO875260 A NO 875260A NO 167073 B NO167073 B NO 167073B
- Authority
- NO
- Norway
- Prior art keywords
- tube
- prosthesis
- wall
- fibrils
- vascular prosthesis
- Prior art date
Links
- 230000002792 vascular Effects 0.000 title claims abstract description 15
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 9
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 claims description 19
- 239000000203 mixture Substances 0.000 claims description 14
- 239000011148 porous material Substances 0.000 claims description 10
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 claims description 7
- 230000001788 irregular Effects 0.000 claims description 6
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 3
- 239000002861 polymer material Substances 0.000 claims description 2
- 229920001059 synthetic polymer Polymers 0.000 claims description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 abstract description 7
- 239000000155 melt Substances 0.000 abstract description 3
- 239000004814 polyurethane Substances 0.000 description 22
- -1 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 description 21
- 229920002635 polyurethane Polymers 0.000 description 21
- 239000004743 Polypropylene Substances 0.000 description 15
- 229920001155 polypropylene Polymers 0.000 description 15
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 9
- RTZKZFJDLAIYFH-UHFFFAOYSA-N Diethyl ether Chemical compound CCOCC RTZKZFJDLAIYFH-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 6
- 239000004721 Polyphenylene oxide Substances 0.000 description 5
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 5
- 239000003208 petroleum Substances 0.000 description 5
- 229920000570 polyether Polymers 0.000 description 5
- 208000027418 Wounds and injury Diseases 0.000 description 4
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 4
- 238000009835 boiling Methods 0.000 description 4
- 238000001000 micrograph Methods 0.000 description 4
- 238000009987 spinning Methods 0.000 description 4
- 229920000571 Nylon 11 Polymers 0.000 description 3
- 229920002302 Nylon 6,6 Polymers 0.000 description 3
- 206010052428 Wound Diseases 0.000 description 3
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 3
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 3
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 3
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 3
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 3
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 3
- 230000000704 physical effect Effects 0.000 description 3
- 229920000728 polyester Polymers 0.000 description 3
- 238000010791 quenching Methods 0.000 description 3
- 206010002329 Aneurysm Diseases 0.000 description 2
- 102000008186 Collagen Human genes 0.000 description 2
- 108010035532 Collagen Proteins 0.000 description 2
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 2
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 2
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 2
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 2
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 2
- 230000017531 blood circulation Effects 0.000 description 2
- WERYXYBDKMZEQL-UHFFFAOYSA-N butane-1,4-diol Chemical compound OCCCCO WERYXYBDKMZEQL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229920001436 collagen Polymers 0.000 description 2
- 238000000748 compression moulding Methods 0.000 description 2
- JHIVVAPYMSGYDF-UHFFFAOYSA-N cyclohexanone Chemical compound O=C1CCCCC1 JHIVVAPYMSGYDF-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 2
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 2
- 230000035876 healing Effects 0.000 description 2
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 2
- 238000002074 melt spinning Methods 0.000 description 2
- BDAGIHXWWSANSR-UHFFFAOYSA-N methanoic acid Natural products OC=O BDAGIHXWWSANSR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229920001343 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 description 2
- 239000004810 polytetrafluoroethylene Substances 0.000 description 2
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 2
- 231100000241 scar Toxicity 0.000 description 2
- 239000002904 solvent Substances 0.000 description 2
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 2
- UPMLOUAZCHDJJD-UHFFFAOYSA-N 4,4'-Diphenylmethane Diisocyanate Chemical compound C1=CC(N=C=O)=CC=C1CC1=CC=C(N=C=O)C=C1 UPMLOUAZCHDJJD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- OSWFIVFLDKOXQC-UHFFFAOYSA-N 4-(3-methoxyphenyl)aniline Chemical compound COC1=CC=CC(C=2C=CC(N)=CC=2)=C1 OSWFIVFLDKOXQC-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- GUTLYIVDDKVIGB-OUBTZVSYSA-N Cobalt-60 Chemical compound [60Co] GUTLYIVDDKVIGB-OUBTZVSYSA-N 0.000 description 1
- IAYPIBMASNFSPL-UHFFFAOYSA-N Ethylene oxide Chemical compound C1CO1 IAYPIBMASNFSPL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 1
- 239000004677 Nylon Substances 0.000 description 1
- 229920003171 Poly (ethylene oxide) Polymers 0.000 description 1
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 description 1
- 239000002202 Polyethylene glycol Substances 0.000 description 1
- 229920000954 Polyglycolide Polymers 0.000 description 1
- 239000004793 Polystyrene Substances 0.000 description 1
- 239000004959 Rilsan Substances 0.000 description 1
- 208000002847 Surgical Wound Diseases 0.000 description 1
- 208000007536 Thrombosis Diseases 0.000 description 1
- 238000013019 agitation Methods 0.000 description 1
- 230000003872 anastomosis Effects 0.000 description 1
- 239000003146 anticoagulant agent Substances 0.000 description 1
- 229940127219 anticoagulant drug Drugs 0.000 description 1
- 239000011324 bead Substances 0.000 description 1
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 229920000249 biocompatible polymer Polymers 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 238000013130 cardiovascular surgery Methods 0.000 description 1
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 1
- 229920006217 cellulose acetate butyrate Polymers 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 1
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 1
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 1
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 1
- 230000002526 effect on cardiovascular system Effects 0.000 description 1
- 229920001971 elastomer Polymers 0.000 description 1
- 210000002889 endothelial cell Anatomy 0.000 description 1
- 210000003038 endothelium Anatomy 0.000 description 1
- 210000002950 fibroblast Anatomy 0.000 description 1
- 230000009791 fibrotic reaction Effects 0.000 description 1
- 239000004811 fluoropolymer Substances 0.000 description 1
- 229920002313 fluoropolymer Polymers 0.000 description 1
- 235000019253 formic acid Nutrition 0.000 description 1
- 125000003827 glycol group Chemical group 0.000 description 1
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 1
- 210000000987 immune system Anatomy 0.000 description 1
- 238000010348 incorporation Methods 0.000 description 1
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 1
- 238000002955 isolation Methods 0.000 description 1
- 239000007769 metal material Substances 0.000 description 1
- 238000000465 moulding Methods 0.000 description 1
- 230000001453 nonthrombogenic effect Effects 0.000 description 1
- 229920001778 nylon Polymers 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 238000012856 packing Methods 0.000 description 1
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 1
- 229920003229 poly(methyl methacrylate) Polymers 0.000 description 1
- 229920002463 poly(p-dioxanone) polymer Polymers 0.000 description 1
- 239000000622 polydioxanone Substances 0.000 description 1
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 description 1
- 229920001223 polyethylene glycol Polymers 0.000 description 1
- 229920000139 polyethylene terephthalate Polymers 0.000 description 1
- 239000005020 polyethylene terephthalate Substances 0.000 description 1
- 239000004633 polyglycolic acid Substances 0.000 description 1
- 239000004926 polymethyl methacrylate Substances 0.000 description 1
- 229920002223 polystyrene Polymers 0.000 description 1
- 229920000909 polytetrahydrofuran Polymers 0.000 description 1
- 239000004800 polyvinyl chloride Substances 0.000 description 1
- 229920000915 polyvinyl chloride Polymers 0.000 description 1
- 239000000843 powder Substances 0.000 description 1
- 238000002203 pretreatment Methods 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 210000003752 saphenous vein Anatomy 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 238000000638 solvent extraction Methods 0.000 description 1
- 239000011877 solvent mixture Substances 0.000 description 1
- 230000008467 tissue growth Effects 0.000 description 1
- 238000002054 transplantation Methods 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
- A61L27/507—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials for artificial blood vessels
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- 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
- A61F2/06—Blood vessels
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/14—Macromolecular materials
- A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
Description
Denne oppfinnelse vedrører en fremgangsmåte ved fremstilling av en porøs, hul, hovedsakelig sylinderisk vaskulaer protese, hvis vegg har en struktur omfattende atskilte fibriller av et syntetisk polymermateriale.
Det er tre grunner for å erstatte en human arterie eller vene: sykdom, svekkelse med alderen eller sår, d.v.s. ødeleg-gelse ved uhell. Blant disse er de første to hovedårsakene, hvilket bekreftes ved at den gjennomsnittlige alder hos mottakerne er 67 år.
Før anvendelsen av en syntetisk vaskulaer protese var det
tre valg for kirurgen. Fjerning post mortem fra humane eller animalske opphav var mulig, men uten omfattende for-behandling førte dette vanligvis til forkastelse av immunsystemet. Det tredje valg, erstatning ved pasientens egen saphena-vene, er den foretrukkede måte. Dette er imidlertid ikke alltid mulig siden den også kan være angrepet av sykdom, tidligere fjernet, eller når det gjelder skade, kan det være utilstrekkelig tid. Det er således et stadig behov for en syntetisk vaskulær protese.
Det er for tiden tilgjengelig proteser av vevd eller strikket polyesterstoff og porøse polytetrafluoretylenrør (se australsk patent nr. 549.620). Skjønt disse kan anvendes for transplantater med mindre diameter, minsker verdien av deres suksess med diameteren. Grunnen til dette ligger i den "frem-medlegeme 11 -reaksjon de fremkaller hos verten. Kroppens reaksjon på et implantat er å oppfatte det som en fremmed gjenstand som må ødelegges. Gjennom en komplisert serie trinn fører dette til dannelse av tromber, d.v.s. klumper i arterien. Når det gjelder protesene med større diameter, er blodstrømningen tilstrekkelig høy og ikke-turbulent til at dette problem minimaliseres. Etter hvert som diameteren minsker, øker både blodstrømningen og turbulensen, idet materiale løsner. Yteevnen hos protesen faller således sterkt med diameteren.
Tysk patent nr. 2.534.935 beskriver en ikke-vevet sårbandasje fremstilt av elektrostatisk spunnede fibre, hvilke er samlet som en matte på en hensiktsmessig mottakerflate.
US patent nr. 4.208.745 vedrører en rørformet, porøs, vaskulær protese som er blitt fremstilt ved (1) å ekstrudere en
blanding av polytetrafluoretylen og hvit olje under dannelse av et rør, (2) oppvarme røret til en temperatur over kokepunktet til den hvite oljen for å fjerne den hvite oljen, og (3) raskt strekke røret ved 200°C.
Britisk patent nr. 1.552.388 vedrører hovedsakelig en kardiovaskulær protese fremstilt av et metallmateriale. Imidlertid er det henvisninger (se side 3, linje 57 til side 5, linje 6) til anvendelsen av polymermaterialer. Forskjellige fremgangsmåter for fremstilling er beskrevet - 1) ved kompresjon av polymerpulveret, 2) ved kompresjonsstøpning av en polymer/løs-ningsmiddelblanding, 3) ved kompresjonsstøpning av polymer/løs-ningsmiddelkuler, 4) ved å støpe en polymerløsning og 5) ved å ekstrudere polymer/løsningsmiddelpartikler. Rørene som fremstilles ved disse metoder vil ikke være fiberaktige.
Protesen som er beskrevet i Fransk patent nr. 2.522.696 kan være fremstilt ved å vinne et kontinuerlig ekstrudert filament av en smeltet polymer på en roterende spindel. En rekke sjikt av filamentet legges på spindelen, og overxiggende deler av filamentet bindes sammen. Porestørrelsen til protesen kan varieres ved å endre tykkelsen til fibrene og vinningsvinkelen. Porene i protesen er "åpningene" mellom tilstøtende filamentbaner. Følgelig vil porene i veggen til denne protesen ha jevn størrelse og ha en jevn avstand fra hverandrei
Fremgangsmåten som anvendes til å fremstille den foreliggende protese er meget enklere enn fremgangsmåten som er beskrevet i fransk patent nr. 2.522.696, ettersom den bare medfører direkte smeltespinning av en blanding av polymerer under dannelse av et rør etterfulgt av løsningsmiddelekstraksjon av en av polymerene som gir en porøs vegg i røret.
Et implantats histologi kan oppsummeres som følger: kravet er i prinsippet bioforenlighet, d.v.s. at implantatet ikke må fremkalle en ,lfremmedlegeme"-reaksjon ut over det som normalt er forbundet med et kirurgisk sår. Som en del av denne normale tilhelingsreaksjon, vil antistoffer sverme rundt sår- og implantat-stedet for å oppsluke fremmedlegemet. Disse vil følges av fibroblastceller som vil drive ut kollagen under dannelse av det skjelett på hvilket det vil dannes nytt, levende vev. Ved denne fremgangsmåte blir det kollagenaktige arrvev vaskularisert, d.v.s. overstrømmet av ørsmå blodkar som anriker dette nye grunnlag. På denne vegg vil det dannes et tynt lag av celler, endotelet, en naturlig ikke-trombogen overflate. Hvis dette nye vev under dannelsen ikke festes skikkelig, kan materiale brytes av og blokkere arterien nedstrøms. Denne innvekst av vev må begrenses, idet arrvev ellers vil vokse gjennom proteseveggen og således gjøre den stiv og ikke-føyelig. Den fibrotiske reaksjon må også opphøre innen et begrenset tidsrom, idet den ellers vil vokse inn i protesens indre som en potensiell okklusjon. Graden av innovervekst av vev kan reguleres ved veggporøsiteten og valg av transplantatmateriale.
Parallelt med disse strenge biokjemiske fordringer er en like krevende fordring når det gjelder protesens fysiske egenskaper. Den nære tilpasning av mekaniske egenskaper mellom vaskulært transplantat og naturlig kar er av vesentlig betydning i forbindelse med langvarig potens. Trykkbølgen fra hjertet må forplante seg jevnt gjennom anastomosen med minimal refleksjon. Hvis det ikke oppnås en glatt overgang, blir det pålagt høye skjærspenninger på suturtråden, hvilket øker muligheten for svikt. Dessuten antas den resulterende turbulens å gi øket blodplate-innvirkning og endotelcelle-ødeleggelse, som fører til en eventuell trombe.
Tilpasningen av mekaniske egenskaper er ikke enkel. Natur-lige kar er komplekse, ikke-lineære, vil ha varierende alder og type, og vil kunne angripes av sykdom med hovedsakelig forskjellige fysiske egenskaper i forhold til egenskapene hos friske kar. Dessuten vil innvekst av fibrøst vev i transplantatets porøse overflate etter implantering hovedsakelig kunne forandre dets fysiske egenskaper og således øke dette meget komplekse problem.
Det er for tiden uklart hvordan et vaskulært transplantat må karakteriseres før implanteringen. Det er imidlertid noen generelle retningslinjer. Det må være føyelig, idet det oppvi-ser en høy grad av fleksibilitet både i lengderetningen og radialt. Det må motstå indre trykk på typisk 150 mm Hg. Det må være regelmessig pulserende og kunne overføre et hjerte-pulsslag med rundt 45 million sykluser pr. år. Det kan kreves at en naturlig arterie elastisk skal motstå en belastning på opp til 50%. Men den må ikke gjøre dette med<n>gummi"-elastisitet idet dette kan føre til aneurisme, den katastrofale ballongliknende deformasjon.
Det fordres at en syntetisk vaskulær protese lages av et materiale som er bioforenlig og fortrinnsvis har en bevist his-torie når det gjelder anvendelse som implantat, optimalt ved blodkontakt-anvendelser. Den må være føyelig og pulsere regelmessig, men må ikke være tilbøyelig til aneurisme. Den bør være viskoelastisk og oppvise god bøyningstretthets-bestandighet. Protesen bør også være mikroporøs i en utstrekning som tilveie-bringer et fast feste for kollagenet men på den annen side for-hindrer for stor innvekst av vev, som vil føre til ikke-føyelig-het og/eller okklusjon. Protesen bør også kunne tilpasses lett uten å "floke seg" på noe punkt. En liten porestørrelse på
under 50 pm kan være fordelaktig når det gjelder oppnåelse av tilstrekkelig vevs-inkorporering mens man likevel opprettholder høy føyelighet.
Den nødvendige porøsitetsgrad og også porestørrelsesforde-ling for optimal tilheling og langvarig potens må fremdeles bestemmes. En ikke-symmetrisk porefordeling kan faktisk være fordelaktig.
I henhold til den foreliggende oppfinnelse tilveiebringes
en fremgangsmåte av den innledningsvis nevnte art som erkarakterisert vedat en blanding av to smeltespinnbare fiberdannende polymere smeltespinnes til en hul rørform, røret avkjøles og én av polymerene løsningsmiddel-ekstraheres fra røret under dannelse av atskilte fibriller av den andre polymeren, idet disse atskilte fibriller blir forbundet med hverandre på en uregelmessig måte og gir porer mellom seg som er uregelmessige i størrelse og uregelmessige i plassering.
Det antas at på grunn av at porene i protesens vegg ved oppfinnelsen i stor grad er orientert i rørets retning, d.v.s. i rotasjonsretningen, vil dette danne et mer snodd, porøst nett-verk enn det som følger med et vevd eller strikket stoff. Det antas at dette hovedsakelig vil inhibere vevsvekst gjennom proteseveggen.
På grunn av beskaffenheten av den smeltespinningsprosess
som anvendes ifølge oppfinnelsen for fremstilling av protesen,
vil vi også anta at størrelsen og ensartetheten hos porene i protesens vegg kan reguleres innenfor nøyaktige grenser slik at protesen har høy effektivitet ved transplantering.
Protesen kan fremstilles av hvilken som helst egnet fiberdannende polymer som kan smeltespinnes og som er kjemisk inert og kropps- og blodforenlig. En spesielt ønskelig polymer er et polyeter-basert polyuretan, og særlig ett som er basert på poly(tetrahydrofuran), metylen-bis(4-fenylisocyanat) og 1,4-butandiol, og slike polyuretaners egnethet som materialer for vaskulær protese er underbygget av D. Annis et al i Vol XXIV Trans.Am.Soc.Artif Intern organs. 1978 209. Andre polyuretaner som kan anvendes, er slike som er basert på andre glykolrester såsom polyetylenglykol som vil tilføre protesen en grad av hydrofilitet.
Ved siden av at protesen kan være av et polyuretan, regner vi med at den også kan være av slike fiberdannende polymerer som polypropylen, polyetylen, polyester, nylon, fluorpolymerer, polystyren, polyvinylklorid, polymetylmetakrylat og cellulose-acetat-butyrat.
Ved omhyggelig valg av polymer kan protesen også gjøres bionedbrytbar, hvilket kan gi en betydelig fordel. Eksempler på egnede polymerer er polyetylenoksyd, polyetylentereftalat, poly-dioksanon og polyglykolsyre.
Protesen kan fremstilles i hvilken som helst størrelse innbefattende diameter, veggtykkelse og lengde som fordret for kardiovaskulær kirurgi.
Skjønt protesen kan anvendes isolert, kan det være mer ønskelig å anvende protesen i kombinasjon med en ytre kledning av et vevd eller strikket stoff av den type som anvendes innfor teknikkens stand.
Videre kan det være ønskelig å behandle protesen med egnede anti-koaguleringsmidler før transplantasjonen utføres. Det kan dessuten være ønskelig på et passende fremstillingstrinn og ved implanteringen å forsikre seg om at protesen er blitt sterili-sert for eksempel ved bruk av gammabestråling (f.eks. kobolt-60-kilde) eller etylenoksydgass.
Oppfinnelsen vil nå bli beskrevet ved hjelp av eksempler.
I de følgende eksempler ble proteserør fremstilt under anvendelse av en liten skrueekstrusjonsanordning utstyrt med en standardpakningsenhet. Forskjellige spinnedyse-utformninger kan anvendes ved fremstillingsprosessen.
EKSEMPEL 1
I dette tilfelle var blandingspreparatet 43 vekt% polypropylen (smelteviskositet 580 poise ved 284°C), 53 vekt% nylon 66 (smelteviskositet 800 poise ved 284°C) og 4% nylon 11 (Rilsan - smelteviskositet 500 poise ved 284°C) som forenliggjøringsmid-del. Før spinningen ble nylon 66 og nylon 11 begge tørket i 16 timer under vakuum ved 80°C.
Blandingen ble spunnet ved en temperatur på 282° med en passert mengde på 4,4 gram pr. minutt, gjennom en dobbelt-C-spinnedyse. Spinnedyse-munningen hadde en vidde på 100 pm og et mellomrom på 250 pm. Røret ble vunnet opp med 17,5 meter i minuttet. Røret ble bråkjølt under anvendelse av en konvensjonell luft-bråkjølingsanordning.
Prøver av røret ble under agitering nedsenket i 98% maur-syre i 2.1/2 time. Hovedsakelig alt nylonet (66 og 11) ble fjernet fra rørets vegg, idet det ble tilbake fibriller av polypropylen, med mellomrom mellom, som er hovedsakelig rettet inn etter rørets akse, idet slike fibriller er innbyrdes forbundet med hverandre på en tilfeldig måte. Fig. 1 viser et mikroskopibilde-tverrsnitt av det ikke-ekstraherte rør.
EKSEMPEL 2
I dette eksempel ble det dannet en blanding av 65 vekt% av et polyeter-basert polyuretan (Estane 58300 - B.F. Goodrich) og 35 vekt% polypropylen (Propaten PXC 31631). Polyuretanet var blitt tørket under vakuum i 2.1/2 time ved 96°C. Smelteviskositeter for det polyeterbaserte polyuretan og polypropylen ved190°C var henholdsvis 10340 og 1980 poise. Blandingen ble spunnet ved en temperatur på 190°C gjennom en dobbelt-C-spinnedyse, idet benene på de individuelle Cer var sidestilt, med en passert mengde på 8,7 gram pr. minutt under dannelse av et hult rør med en ytre diameter på 3,9 mm og en indre diameter på2,8mm.
2C-spinnedysens dimensjoner var: indre radius 1,09 mm, spalte-vidden 0,16 mm og et mellomrom på 0,38 mm.
Røret ble bråkjølt under anvendelse av en konvensjonell
luftbråkjølingsanordning.
Prøver av røret ble nedsenket i 100 cm<3>kokende petroleum i en kolbe i 45 minutter. Oppløsningen ble dekantert av og etterfylt med 100 cm<3>petroleter og kokt i ytterligere 60 minutter. Hovedsakelig alt polypropylenet ble ekstrahert fra rørets vegg idet det ble tilbake en vegg med en indre struktur omfattende fibriller av polyuretan med innbyrdes mellomrom og som var hovedsakelig rettet inn etter rørets akse, idet slike innrettede fibriller med mellomrom var innbyrdes forbundet på en tilfeldig måte. Veggens indre struktur er vist på de medfølgende mikro-skopibilder. Fig. 2a viser et tverrsnitt av veggen. Fig. 2b viser et lengdesnitt av de på en hovedsakelig rett linje innbyrdes forbundne fibriller.
Røret var hvitt, ugjennomsiktig, i ett stykke, elastisk og var ideelt egnet som vaskulær protese.
EKSEMPEL 3
Det ble dannet en blanding mellom 65 vekt% av et polyester-basert polyuretan (Estane 58271 fra B.F. Goodrich) og 35 vekt% polypropylen (Propatehene PXC 31631). Polyuretanet ble tørket i 3 timer ved 70°C under vakuum. Smelteviskositeter for polyuretanet og polypropylenet ved 180°C var henholdsvis 43850 og 2790 poise.
Blandingen ble spunnet ved en temperatur på 180°C gjennom en dobbelt-C-spinnedyse, idet benene på de individuelle Cer var sidestilt, med en passert mengde på 3,2 gram pr. minutt under dannelse av et hult rør med en ytre diameter på 3 mm og en indre diameter på 2 mm. De to C-spinnedyser hadde følgende dimensjoner: 1,09 mm indre radius, spaltevidde 0,16 mm og et mellomrom på 0,38 mm.
Røret ble bråkjølt under anvendelse av en konvensjonell
luftbråkj ølingsanordning.
Prøver av røret på 500 mg ble nedsenket i 80 cm<3>kokende petroleter i en kolbe i 105 minutter. Oppløsningen ble dekantert av og etterfylt med 100 cm<3>petroleter og kokt i ytterligere 60 minutter. Hovedsakelig alt polypropylenet ble ekstrahert fra rørets vegg idet det ble: tilbake en vegg med en indre struktur omfattende fibriller av polyuretan med mellomrom som var hovedsakelig rettet inn etter rørets akse, idet slike innrettede fibriller med mellomrom var innbyrdes forbundet på en tilfeldig måte. Veggens indre struktur er vist på det medfølgende mikroskopibilde. Fig. 3 viser et tverrsnitt av veggen.
Røret var hvitt, ugjennomsiktig, i ett stykke, elastisk og var ideelt egnet som vaskulær protese.
EKSEMPEL 4
I dette eksempel ble- det dannet en blanding mellom 65 vekt% polyeterbasert polyuretan (Estane 58300) og 35 vekt% polypropylen (Propathene PXC 31631). Polyuretanet ble tørket under vakuum ved 62°C i 4 timer. Smelteviskositeter for polyuretanet og polypropylenet ved 190°C var henholdsvis 15620 og 2017 poise. Blandingen ble spunnet ved 190°C gjennom en dobbelt-C-spinnedyse. C-spinnedysen hadde en indre radius på 1,09 mm, en spaltevidde på 0,16 mm og et mellomrom på 0,38 mm.
Passert mengde var 8,7 g pr. minutt. Røret ble bråkjølt under anvendelse av en konvensjonell luftbråkjølingsanordning.
Prøver på 300 mg ble anbrakt i 50 cm<3>cykloheksanon (GPR-kvalitet) og ristet i 4.1/2 time ved romtemperatur. Hovedsakelig alt polyuretanet ble ekstrahert fra rørets vegg idet det ble tilbake en vegg med en indre struktur omfattende fibriller av polypropylen med mellomrom som var hovedsakelig rettet inn etter rørets akse. Disse fibriller var innbyrdes forbundet med hverandre på en tilfeldig måte. Veggens indre struktur er vist på det medfølgende mikroskopibilde Fig. 4.
Røret var hvitt, ugjennomsiktig, i ett stykke, elastisk og egnet for anvendelse somt vaskulær protese.
EKSEMPEL 5
Dette eksempel viser fremstillingen av en vaskulær protese med en gradvis porøsitetsovergang radialt gjennom veggen.
Det ble dannet en blanding mellom 65 vekt% av et polyeter-basert PU (Estane 58300 fra Goodrich) og 35 vekt% av et polypropylen (Propathene PXC 31631). Polyuretanet ble tørket under vakuum i 4 timer ved 62°C. Polyuretanet hadde en smelteviskositet på 15620 ved 190°C og polypropylenet hadde en smelteviskositet på 2017 poise ved 190°C. Blandingene ble spunnet ved en temperatur på 190°C gjennom en dobbelt-C-spinnedyse med en passert mengde på 15,8 g pr. minutt. Dobbelt-C-spinnedysen hadde dimensjoner på 2,33 mm indre radius, 0,21 mm spaltevidde og en mellomromsatskillelse på 0,55 mm. Røret ble bråkjølt under anvendelse av en konvensjonell luftbråkjølingsanordning.
Prøver på 500 mg ble nedsenket i 80 cm<3>kokende petroleum i 90 minutter.
Hovedsakelig alt polypropylenet ble ekstrahert fra rørets vegg. I tverrsnitt omfattet den indre rand fibriller av polyuretan med innbyrdes mellomrom og som var hovedsakelig rettet inn etter rørets akse, idet slike innrettede fibriller var innbyrdes forbundet med hverandre på en tilfeldig måte. Det ytre rand dannet en struktur med lav porøsitet. Således varie-rer graden av porøsitet over veggen, idet den minsker radialt utover. Denne asymmetri gir røret styrke, mens dets høye elas-tisitet og porøse beskaffenhet bevares. Veggens indre struktur er vist på det medfølgende mikroskopibilde Fig. 5.
Man må være klar over at skjønt de polyuretaner som er anvendt i ovenstående Eksempler, er medlemmer i den klasse av polyuretaner som vi har sagt er spesielt ønskelig, må det for-stås at de ikke nødvendigvis-er bioforenlige, og i,praksis vil det være nødvendig å anvende en slik bioforenlig polymer.
Claims (1)
- Fremgangsmåte ved fremstilling av en porøs, hul, hovedsakelig sylinderisk vaskulær protese, hvis vegg har en struktur omfattende atskilte fibriller av et syntetisk polymermateriale,karakterisert vedat en blanding av to smeltespinnbare fiberdannende polymere smeltespinnes til en hul rørform, røret avkjøles og én av polymerene løsningsmiddel-ekstraheres fra røret under dannelse av atskilte fibriller av den andre polymeren, idet disse atskilte fibriller blir forbundet med hverandre på en uregelmessig måte og gir porer mellom seg som er uregelmessige i størrelse og uregelmessige i plassering.
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB878700249A GB8700249D0 (en) | 1987-01-07 | 1987-01-07 | Vascular prosthesis |
Publications (4)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| NO875260D0 NO875260D0 (no) | 1987-12-16 |
| NO875260L NO875260L (no) | 1988-07-08 |
| NO167073B true NO167073B (no) | 1991-06-24 |
| NO167073C NO167073C (no) | 1991-10-02 |
Family
ID=10610353
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| NO875260A NO167073C (no) | 1987-01-07 | 1987-12-16 | Fremgangsmaate til fremstilling av en poroes, hul, hovedsaklig sylindrisk vaskulaer protese. |
Country Status (11)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0275653B1 (no) |
| JP (1) | JPS63181755A (no) |
| AT (1) | ATE64845T1 (no) |
| AU (1) | AU605528B2 (no) |
| CA (1) | CA1298938C (no) |
| DE (1) | DE3771199D1 (no) |
| DK (1) | DK2188A (no) |
| ES (1) | ES2022902B3 (no) |
| FI (1) | FI875701A (no) |
| GB (1) | GB8700249D0 (no) |
| NO (1) | NO167073C (no) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB8706274D0 (en) * | 1987-03-17 | 1987-04-23 | Ici Plc | Film & tapes |
| EP1198339B1 (en) * | 1999-07-16 | 2003-10-15 | Advanced Design Concepts GmbH | Fringed surface structures obtainable in a compression molding process |
| US6946182B1 (en) | 1999-07-16 | 2005-09-20 | Allgeuer Thomas T | Fringed surface structures obtainable in a compression molding process |
| DE19953039A1 (de) | 1999-11-03 | 2001-05-23 | Hcd Gmbh | Verfahren zur Herstellung eines mehrschichtigen oberflächenstrukturierten Halbzeugs aus thermoplastischen Kunststoffen |
| US6872438B1 (en) | 2000-07-17 | 2005-03-29 | Advanced Design Concept Gmbh | Profile or molding having a fringed surface structure |
| DE10137414B4 (de) * | 2001-07-31 | 2005-12-29 | Aesculap Ag & Co. Kg | Ummantelung für Venen und Verwendung in der Chirurgie |
| CN110201236A (zh) * | 2019-07-15 | 2019-09-06 | 湖南大学 | 一种新型人工血管 |
Family Cites Families (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS529074B2 (no) * | 1972-06-22 | 1977-03-14 | ||
| US6436135B1 (en) * | 1974-10-24 | 2002-08-20 | David Goldfarb | Prosthetic vascular graft |
| JPS5289298A (en) * | 1976-01-21 | 1977-07-26 | Sumitomo Electric Industries | Blood vessel prosthetics of tetrafluoroethylene resin |
| US4208745A (en) * | 1976-01-21 | 1980-06-24 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Vascular prostheses composed of polytetrafluoroethylene and process for their production |
| GB1552388A (en) * | 1976-05-14 | 1979-09-12 | Macgregor D C | Cardiovascular prostheses |
| EP0009941B2 (en) * | 1978-10-10 | 1987-05-27 | Imperial Chemical Industries Plc | Production of electrostatically spun products |
| DE2947743C2 (de) * | 1978-11-30 | 1983-12-08 | Sumitomo Electric Industries, Ltd., Osaka | Einheitliches, poröses röhrenförmiges Gebilde aus Polytetrafluoräthylen |
| FR2522696B1 (fr) * | 1982-03-05 | 1986-04-11 | Ontario Research Foundation | Materiau polymere poreux de forme tubulaire utilisable notamment comme prothese vasculaire et son procede de fabrication |
| JPS58157465A (ja) * | 1982-03-15 | 1983-09-19 | オンタリオ・リサ−チ・フアンデ−シヨン | 多孔性チユ−ブ製品の形成方法 |
| GB2121286B (en) * | 1982-06-02 | 1985-11-06 | Ethicon Inc | Improvements in synthetic vascular grafts, and methods of manufacturing such grafts |
| JPS60182957A (ja) * | 1984-02-29 | 1985-09-18 | 鐘淵化学工業株式会社 | 人工血管の製造方法 |
| JPS6173650A (ja) * | 1984-09-19 | 1986-04-15 | 宇部興産株式会社 | ポリウレタン血管補綴物及びその製造方法 |
| JPS61109569A (ja) * | 1984-11-05 | 1986-05-28 | 宇部興産株式会社 | 血管補綴物 |
| JPS61263448A (ja) * | 1985-04-24 | 1986-11-21 | 宇部興産株式会社 | 血管補綴物 |
| JPS62183758A (ja) * | 1986-02-06 | 1987-08-12 | カネボウ株式会社 | 人工血管の製造方法 |
| JP2553522B2 (ja) * | 1986-04-08 | 1996-11-13 | 宇部興産株式会社 | 医療用チユ−ブ及びその製造方法 |
-
1987
- 1987-01-07 GB GB878700249A patent/GB8700249D0/en active Pending
- 1987-12-10 EP EP87310854A patent/EP0275653B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-12-10 ES ES87310854T patent/ES2022902B3/es not_active Expired - Lifetime
- 1987-12-10 AT AT87310854T patent/ATE64845T1/de not_active IP Right Cessation
- 1987-12-10 DE DE8787310854T patent/DE3771199D1/de not_active Expired - Fee Related
- 1987-12-15 AU AU82573/87A patent/AU605528B2/en not_active Ceased
- 1987-12-16 NO NO875260A patent/NO167073C/no unknown
- 1987-12-21 CA CA000554922A patent/CA1298938C/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-12-23 FI FI875701A patent/FI875701A/fi not_active Application Discontinuation
-
1988
- 1988-01-05 DK DK002188A patent/DK2188A/da not_active Application Discontinuation
- 1988-01-07 JP JP63001773A patent/JPS63181755A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| NO875260L (no) | 1988-07-08 |
| EP0275653A1 (en) | 1988-07-27 |
| ES2022902B3 (es) | 1991-12-16 |
| FI875701A0 (fi) | 1987-12-23 |
| AU8257387A (en) | 1988-07-14 |
| AU605528B2 (en) | 1991-01-17 |
| NO875260D0 (no) | 1987-12-16 |
| EP0275653B1 (en) | 1991-07-03 |
| JPS63181755A (ja) | 1988-07-26 |
| ATE64845T1 (de) | 1991-07-15 |
| CA1298938C (en) | 1992-04-21 |
| NO167073C (no) | 1991-10-02 |
| DE3771199D1 (en) | 1991-08-08 |
| GB8700249D0 (en) | 1987-02-11 |
| DK2188D0 (da) | 1988-01-05 |
| DK2188A (da) | 1988-07-08 |
| FI875701A (fi) | 1988-07-08 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| KR100932688B1 (ko) | 인공혈관용 이중막 구조의 튜브형 다공성 스캐폴드 및 그의제조방법 | |
| CA2308140C (en) | Implantable fibers and medical articles | |
| CN101879330B (zh) | 一种小口径丝素蛋白管状材料及其制备方法 | |
| Hoppen et al. | Two-ply biodegradable nerve guide: basic aspects of design, construction and biological performance | |
| RU2496526C1 (ru) | Тканеинженерный сосудистый графт малого диаметра и способ его изготовления | |
| US20150322202A1 (en) | Methods of electrospinning and compositions made therefrom | |
| CN104414773A (zh) | 防粘连组织修复膜及其制备方法 | |
| CN105457101A (zh) | 一种三层结构小口径血管支架的制备方法 | |
| Zhai et al. | Coaxial electrospinning of P (LLA‐CL)/heparin biodegradable polymer nanofibers: Potential vascular graft for substitution of femoral artery | |
| CN108938143A (zh) | 一种三层结构小口径仿生血管及其制备方法 | |
| NO167073B (no) | Fremgangsmaate til fremstilling av en poroes, hul, hovedsaklig sylindrisk vaskulaer protese. | |
| KR102129059B1 (ko) | 생체적합성 소재를 활용한 인공혈관 및 그의 제조방법 | |
| CN105748171B (zh) | 生物型神经导管 | |
| CN211583664U (zh) | 一种复合型人造血管 | |
| CN115137881B (zh) | 抗血栓、促组织再生的三层仿生人工血管及其制备方法 | |
| CN104213211B (zh) | 一种以聚己内酯为原料制备中空纤维人造血管的方法 | |
| Ota | Towards an ideal polyurethane graft for hemodialysis | |
| Ferrari et al. | Small diameter vascular grafts coated with gelatin | |
| CN114832162B (zh) | 一种基于顺应性匹配的双层小口径人工血管的制备方法 | |
| CN218652129U (zh) | 一种神经导管 | |
| CN218685421U (zh) | 一种组织工程支架 | |
| Mayasari et al. | Chitosan-Coated PLLA-Collagen Hollow Fiber for Vascular Graft Engineering | |
| CN116350863A (zh) | 一种调控内皮细胞生长活性的复合血管支架覆膜及其制备方法 | |
| JP2021097909A (ja) | 人工血管及び人工血管の製造方法 | |
| WO2019235543A1 (ja) | 多孔質体、及び、医療用材料 |