DE2514231A1

DE2514231A1 - Gefaessprothese

Info

Publication number: DE2514231A1
Application number: DE19752514231
Authority: DE
Inventors: David Goldfarb
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1974-10-24
Filing date: 1975-04-01
Publication date: 1976-05-06
Also published as: JPS5148597A; BE824943A; FR2288510B1; ES433725A1; AU7686874A; SE419159B; NL7503089A; SE7415996L; IT1026441B; CA1341519C; CH587652A5; FR2288510A1; GB1505591A; US6436135B1

Description

David Goldfarb

Paradise Valley, Arizona, V.St.A,

Gefäßprothese

Die Erfindung "betrifft Gefäßprothesen und insbesondere Gefäßprothesen aus hoch-expandiertem Polytetrafluoräthylen.

Häufig ist es in der Herzgefäßchirurgie erforderlich, Blutgefäße, und zwar sowohl Venen als auch Arterien zu umgehen oder zu ersetzen, um eine adäquate und ausgewogene Blutzufuhr zu besonderen Organen, Extrimitäten oder Körperteilen sicherzustellen.

Zu Beginn dieses Jahrhunderts wurden verschiedene erfolgloge Versuche unternommen, um prothetische oder künstliche Gefäße aus Glas oder Metall einzupflanzen. Mit der Schaffung inerter synthetischer Materialien, wie Nylon, Orion, Dacron oder Polytetrafluoräthylen während der 40ziger und 50ziger Jahre gelang dann mit steigendem Erfolg der Ersatz von Arterien.

Dem Herzgefäßchirurgen stehen z. Zt. gewirkte oder gewebte GefäSe aus Dacron und Polytetrafluoräthylen zur Verfugung, welche sich als Ersatz für Arterien mit relativ großem Innendurchmesser (etwa 7 mm) eignen. Zur Zeit stehen jedoch noch keine klinisch brauchbaren Prothesen für kleine Arterien zur Verfügung. Es ist daher erforderlich, Oberflächengefäße oder Gefäße begrenzter Bedeutung, wie z. B. die Saphenousvene als Ersatz für beschädigte Arterien kleinen Durchmessers zu verwenden.

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Es ist daher Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Gefäßprothese zu schaffen, welche sich zum Ersatz oder zur Umgehung von natürlichen Blutgefäßen verschiedensten Innendurchmessers und insbesondere von solchen mit relativ kleinem Innendurchmesser eignen.

Die Verpflanzung von Saphenousvenen aus den Beinen des Patienten in kritische Bereiche des Herzgefäßsystems bringt zahlreiche Nachteile mit sich: Das gesamte chirurgische Verfahren wird erheblich-verlängert. Zunächst muß die Vene einem Körperteil des Patienten entnommen werden. Dann muß der Ersatz für das Implantat hergestellt werden und schließlich muß das Ersatzgefäß an einer anderen Stelle des Herzgefäßsystems eingepflanzt werden. Dabei muß die Anästhesie erheblich verlängert werden und es kommt zu einer Vielzahl von Eingriffen, so daß sowohl die Infektionsgefahr als auch die Gefahr post-operativer Störungen erhöht wird.

Die Herzgefäßchirurgie erfordert häufig Gefäße verschiedener Länge und verschiedenen Durchmessers. Dies ist z. B. der Fall, bei der Schaffung eines Umgehungsweges von der Femoralarterie zur Poplitealarterie, bei der Umgehung der Coronararterie, bei der Umgehung der Renalarterie usw.. Häufig sind aber auch die Saphenousvenen selbst ungeeignet für eine Verpflanzung. Dies ist insbesondere bei älteren Patienten der Pall. In einigen Fällen stehen nur unzureichend kurze Segmente der Saphenousvenen für eine Verpflanzung zur Verfugung.

Erfindungsgemäß wird ein künstliches Gefäß geschaffen, welches mit verschiedensten Längen und Durchmessern herstellbar ist, so daß unnotwendige Eingriffe vermieden werden können und die Anästhesie auf ein Minimum beschränkt v/erden kann. Hierdurch v/erden die bereits beschränkten chirurgischen Kapazitäten weniger stark belastet. Erfindungsgemäß können Ersatzgefäße geringen Durchmessers in großer Menge zur Verfugung gestellt v/erden.

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Bestimmte Operationen, ζ. B. die Schaffung eines Umgehungsweges von der Pemoralarterie zur Poplitealarterie erfordern insbesondere lange Ersatzgefäße, welche von ihrem proximalen Ende zu ihrem distalen Ende eine ideale Querschnittsverjüngung aufweisen müssen. Bisher konnte diese Operation nur mit verpflanzten Saphenousvenen durchgeführt werden. Da der Blutstrom durch die Saphenousvene einseitig gerichtet ist, ist es erforderlich, bei Verwendung dieser Vene als Arterienersatz die Vene umzukehren. Der Innendurchmesser der Saphenousvene verjüngt sich normalerweise vom proximalen zum distalen Ende. Eine Umkehr der Vene bei der Verpflanzung zwischen der Pemoralarterie und der Poplitealarterie führt zu einer entsprechenden Umkehrung der Verjüngung, so daß das Ende kleineren Durchmessers mit der relativ großen Pemoralarterie verbunden werden muß, während das Ende großen Durchmessers mit der relativ kleinen Politealarterie verbunden werden muß. Die umgekehrte Verjüngungsrichtung der verpflanzten Saphenousvene bewirkt eine Verlangsamung des Blutstroms. Andererseits erzeugen die Diskontinuitäten an den Verbindungsstellen Turbulenzen, welche zur Bildung von Stasen und Thrombosen beitragen können.

Erfindungsgemäß werden relativ lange Segmente von Gefäßprothesen kleinen Durchmessers geschaffen, deren Innendurchmesser sich vom proximalen zum distalen Ende verjüngt, so daß sich zur Implantation als periphere Arterien eignen und eine möglichst gute hämodynamisQhe Simulation des entsprechenden natürlichen Gefäßes erlauben.

Die Innenfläche der natürlichen Blutgefäße weist eine dünne feine Schicht von Endothelialzellen auf, welche als"Intima" bezeichnet werden. Diese Schicht hat in erster Linie die Aufgabe, für eine glatte Grenzfläche zwischen dem Blutstrom und der Gefäßwandung zu sorgen. Eine beschädigte oder zerrissene Arterie kann nach dem Ausheilen rauhe oder irreguläre Vorsprünge aufv/eisen, welche sich von der Wandung in den Blut-'strom erstrecken. Wenn nun die natürliche Intima wieder über

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dem verwundeten Bereich ausgebildet wird, so wird hierdurch die Störung durch die Irregularität der Wandung herabgesetzt und es wird wieder ein guter laminarer Blutstrom gewährleistet.

Als Ergebnis eines normalen Abstoßungsprozeßes wird die Außenfläche einer Gefäßprothese von einem fasrigen Gewebematerial eingeschlossen. Andererseits wird die Innenfläche des künstlichen Gefäßes typischerweise vom Blutstrom durch eine Schicht isoliert, welche man mehr oder weniger genau als Neointima oder Pseudointima bezeichnet. Die Bezeichnung dieser Schicht als "echte Neointima" ist nur dann gerechtfertigt, wenn die Innenfläche des künstlichen Gefäßes mit einer extrem dünnen Schicht lebensfähiger Endothelialzellen ausgekleidet ist. Eine solche Auskleidung zeigt eine Dickenvariation von Ort zu Ort. Typischerweise weist sie eine Dicke von weniger als 10 Zellen auf. Bisher ist keine Gefäßprothese beliebiger Größe und Gestalt bekannt geworden, welche bei der Implantation das Aufwachsen und das Aufrechterhalten einer echten Neointimaschicht erlaubt. Bei herkömmlichen Gefäßprothesen wird die Grenzfläche zwischen dem Gefäß und dem Blut durch eine Pseudointima gebildet, welche im besten Fall aus einigen wenigen unregelmäßig verteilten Inseln endothelialen Wachstums besteht, welche aber zum größten Teil aus kompakten Fibrin besteht. Dieses Fibrin erhält eine StrömungsSkulptur aufgrund des Blutstroms. Hin und wieder tommt es zu einem Brechen dieser Pseudointima oder zu einer Abtrennung von Teilchen der Pseudointima, welche zu Embolien führeji.

Die Ausbildung und Aufrechterhaltung einer echten Neointima erfordert eine beständige extravaskulare Nährstoffquelle, damit aus dem benachbarten Blutstrom die erforderlichen Nährstoffe durch Diffusion zur Verfugung gestellt werden können. Bei extrem kurzen Gefäßprothesen (weniger als 2 bis 3 cm) hat man ein zelluläres Verwachsen entlang den Innenseiten beobachtet, und zwar von den Nahtlinien an den Enden des Implantats her.

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In solchen Fällen kann das eingewachsene Gewebe, insbesondere bei Verstärkung durch eingewachsene Kapillaren, einen ständigen Ernährungsweg zur Aufrechterhaltung einer lebensfähigen Neointima schaffen. Diese Gewebsinnenschicht weist jedoch eine so große Dicke auf, daß die künstlichen Gefäße, mit Ausnahme von Gefäßen sehr großen Durchmessers, nahezu verschlossen werden. Die Art des auf diese Weise eingewachsenen Gewebes ist unvorhersehbar. Darüber hinaus kann die Ausbildung dieses Gewebes nur bei sehr kurzen Gefäßprothesen relativ großen Innendurchmessers erwartet oder toleriert werden.

Es wurden erhebliche Anstrengungen zur Schaffung poröser Gefäßstrukturen unternommen, welche ein gleichförmiges transmurales Einwachsen von Gewebe durch die Gefäßwandung erlauben, so daß eine echte Feointimaschicht ausgebildet und ständig ernährt werden kann. Die besten bisherigen Gefäßprothesen bestehen aus maschinengewobenen Prothesen, und zwar aus Fäden aus eng verdrillten Dacron-oder Polytetrafluoräthylenfasern. Die zur Herstellung der gewebten Gefäße verwendeten Fäden sind vom Standpunkt der Bekleidungsindustrie extrem dünn. Im Hinblick auf ein unterdruckstehendes hämodynamisches System handelt es sich dabei jedoch um enorm dicke Fäden. Bei jedem gewirkten oder gewebten Stoff ist die minimale Größe des Zwischenraums zwischen den Fäden durch den Fadendurchmesser selbst festgelegt. Da diese Zwischenräume oder Hohlräume bei gewebten Produkten recht groß sind, ist es erforderlich, die Produkte durch Eintauchen in BIuJ zuvor zu blockieren, um nach der Implantation ein übermäßiges Austreten von Blut durch die Gefäßwandung hindurch zu verhindern.

Die Tatsache, daß die bei herkömmlichen gewebten Produkten verwendeten Fäden sehr dick sind, und sehr eng verdrillt sind, macht die einzelnen Fäden nahezu undurchdringlich für Zellwachs turn. Darüber hinaus ist auch ein Umgehen dieser Fäden durch das Zellwachstum nahezu unmöglich. In Relation zu einzelner! Fihroblasten besteht eine gewirkte Gefäßprothese aus zwei oder drei Mammutstrukturen, welche durch ähnlich große Hohlräume

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oder Zwischenräume voneinander getrennt sind. Diese Hohlräume werden in der Verschließungs- oder Verstopfungsstufe mit Massen aus koaguliertem Fibrin und Proteinmaterial verstopft. In ähnlicher Weise erscheint bei mikroskopischer Betrachtung die Innenwandung des gewirkten Produkts als eine Reihe großer rauher Zylinder aus inertem Material, welche durch Hohlräume getrennt sind, die ähnliche Abmessungen haben oder im Vergleich zum Durchmesser der Zylinder eine noch größere Breite und Tiefe haben. Wenn eine solche Gefäßprothese von Blut durchflossen wird, werden die Hohlräume mit langsam bewegtem Blut gefüllt, während andererseits die Unregelmäßigkeiten und die Fadenvorsprünge eine turbulente Blutströmung hervorrufen. Hierdurch kommt es durch die Wandung des Produkts hindurch und an dessen Innenflächen zu Thrombosen. Diese führen in Kombination mit den groß dimensionierten und in weitem Abstand voneinander angeordneten Fäden zum Beginn des Aufbaus einer irregulären Pseudointimaschicht. Ferner wird hierdurch das transmurale Einwachsen von Zellen, wie es für die Ausbildung und Aufrechterhai tung einer gleichförmigen lebensfähigen Neointimaschicht erforderlich ist, blockiert und verhindert.

Somit ist es ein wesentliches Merkmal der vorliegenden Erfindung, daß eine homogen poröse Gefäßprothese geschaffen wird, welche durch kleine Knoten gekennzeichnet ist, die ihrerseits durch extrem feine Fibrillen miteinander verbunden sind. Auf diese Weise wird eine offene Superstruktur gebildet, die ein gleichförm^ps gesteuertes transmurales Einwachsen von Zellen erlaubt, so daß die Ausbildung und Aufrechterhaltung einer dünnen lebensfähigen Neointima ermöglicht wird und eine feste strukturelle Integration des Kunstprodukts im Körper stattfinden kann.

Es ist ein weiteres Merkmal der Erfindung, daß eine poröse Gefäßprothese geschaffen wird, welche durch eine für Strömungen von Flüssigkeiten relativ großer Viskosität, z. B. von Blut, bei normalen Drucken im wesentlichen undurchlässige Superstruktur gekennzeichnet ist.

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Erfindungsgemäß wird eine Gefäßprothese geschaffen, welche "aus einem Schlauch aus Polytetrafluoräthylen mit geringem Durchmesser besteht, welcher erhitzt, expandiert und gesintert wurde und eine mikroskopische SuperStruktur hat, "bei der gleichförmig verteilte Knoten durch Fibrillen verbunden sind. Dabei ist der durchschnittliche Abstand zwischen den Knoten (i) groß genug für eine transmurale Wanderung von typischen roten Blutkörperchen und Fibroplasten und (ii) klein genug zur Verhinderung einer transmuralen Blutströmung bei normalen Drucken und eines übermäßigen Einwachsens von Gewebe. Ferner hat die Gefäßprothese eine durchschnittliche Wanddicke, welche (i) klein genug ist, um sich an die benachbarten kardiovaskulären Strukturen mechanisch konform anzupassen und (ii) groß genug ist, um in Verbindung mit dem Zwischenknotenabstand ein Hindurchtreten von Blut und ein übermäßiges Einwachsen von Gewebe zu verhindern. Das erfindungsgemäße künstliche Gefäß erlaubt einen freien gleichförmigen transmuralen Transport von Nährstoffen. Es weist eine gute mechanische Festigkeit auf und ist leicht implantierbar,

Im folgenden wird die Erfindung anhand von Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine photographische Mikroaufnahme eines Schnitts durch die Wandung der erfindungsgemäßen Gefäßprothese nach 8-monatiger Implantation als Segment der femoralen Arterie in 250-facher Vergrößerung;

Fig. 2 eine photographische Mikroaufnahme mit 1000-facher Vergrößerunng, hergestellt mit dem Tastelektronenmikroskop, welche die aus Knoten und Fibrillen bestehende Superstruktur einer Gefäßprothese aus hochexpandiertem Polytetrafluoräthylen zeigt und

Fig. 3 eine makroskopische schematische Ansicht eines Gefäßsegments, welche die Schnittebene gemäß Fig. 1 zeigt.

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Aus Fig. 1 ist ersichtlich, daß die erfindungsgemäße Gefäßprothese aus einer Wandung 1 mit einer Außenfläche 2 und einer Innenfläche 3 besteht. Die makroskopische Darstellung gemäß Fig. 3 ist mit entsprechenden Bezugszeichen versehen. Der herausgebrochene Bereich zeigt dabei die Ebene der Wandung 1, welche in Fig. 1 dargestellt ist.

Das in Fig. 3 gezeigte Gefäß hat ein proximales Ende 4 und ein distales Ende 5. Entsprechend einer Convention fließt die Blutströmung durch dieses Gefäß in Richtung der Pfeillinie 6, d. h. vom proximalen Ende 4 zum distalen Ende 5.

Aus Fig. 1 ist ersichtlich, daß die Innenfläche 3 der Gefäßwandung von einer gleichförmigen Schicht von Endothelialzellen bedeckt ist, welche eine Neointima 7 bilden. Die Außenfläche ist von einer gleichförmigen Umhüllung 8 aus Collagenmaterial bedeckt, welche mit der Gefäßwandung fest verbunden ist. Dieses Material umfaßt in erheblichem Maße auch ein nicht gezeigtes Kapillarwachstum.

Die Gefäßwandung 1 besteht aus einer SuperStruktur aus PoIytetrafluoräthylenknoten S, welche in Fig. 1 in Form von unregelmäßig geformten Inseln aus inertem weißen Material erscheinen. Die Polytetrafluoräthylenknoten 9 sind durch feine Fibrillen miteinander verbunden. Aufgrund des extrem geringen Durchmessers dieser Fibrillen und aufgrund ihrer Unzugänglichkeit für phot ο graphische. Anfärbungen sind diese Fibrillen in Fig. 1 nicht sichtbar.

Fig. 2 zeigt die Knoten-Fibrillen-Superstruktur der Fig. 1 vor der Implantation. In Abwesenheit von eingewachsenen Zellen sind die Knoten 9 und die vielen verbindenden Fibrillen 10 deutlich sichtbar, und zwar bei einer "Vergrößerung, welche dem 4-fachen der Vergrößerung gemäß Fig. 1 entspricht. Andererseits wird das implantierte Produkt der Fig. 1 vollständig und gleichförmig von Fibroplasten durchdrungen. Diese haben Zellkerne,

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welche in Pig. 1 als schwarze Punkte 11 erscheinen. Die Kerne der Endothelialzellen, welche die Neointima 5 "bilden, erscheinen in Fig. 1 als schwarze Punkte 11a. Man erkennt, daß die Neointima eine Dicke von etwa acht Zellen aufweist.

Verfahren zum Expandieren von Polytetrafluoräthylen sind seit vielen Jahren bekannt. Eine der ersten Veröffentlichungen auf diesem Gebiet findet sich in dem japanischen Patent Nr. 13 560/67, angemeldet am 1. November 1963 und veröffentlicht am 1. August 1967. Partiell expandiertes Polytetrafluoräthylen wurde zur elektrischen Isolierung von Kabeln und zur Herstellung von Bauteilen geringer Reibung, z. B. von Lagern und Kolbenringen zum Abdichten in Flüssigkeitssystemen verwendet. Ferner wurden solche Produkte ohne Erfolg auch zur Herstellung künstlicher Gefäße verwendet (japanisches Patent Nr. 13 560/67; Surgery, Band 72, Seite 864 (Dezember 1972); Matsumoto et al, Surgery, Band 74, Seite 519 (Oktober 1973)).

Das Grundverfahren zum Expandieren von Polytetrafluoräthylen ist recht einfach. Zunächst wird das Polytetrafluoräthylen einer Scherbeanspruchung unterworfen, z. B. durch Extrudieren zu einer gewünschten geometrischen Konfiguration. Das Extrudat sodann auf eine Temperatur unterhalb der Sintertemperatur

von 327 ⁰C erhitzt und physikalisch entlang mindestens einer Achse gestreckt oder expandiert. Das expandierte Produkt wird sodann physikalisch an einer Kontraktion gehindert und kurzzeitig zur Durchführung £er Sinterung einer Temperatur oberhalb 327 ⁰G ausgesetzt. Dabei findet eine Kristallisation der ex-Dandierten Struktur statt und man erreicht eine mäßige Zugfestigkeit von bis zu etwa 460 kg/cm . Beim Strecken des Rohextrudats wird das nicht poröse Polytetrafluoräthylen in einzelne feste Knoten 9 aus Polytetrafluoräthylen aufgetrennt, welche miteinander strukturell durch Polytetrafluoräthylenfibrillen 10 verbunden sind. Diese Fibrillen 10 werden während der Expansion von den Knoten abgezogen. Diese Verhältnisse sind in Fig. 2 dargestellt. Die Knotengröße und die Knotenverteilung im Endprodukt wird durch rasche Expansion, durch ungleichmäßige

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Expansion, durch ungenügendes Erhitzen, durch ungleichförmiges Erhitzen und durch unregelmäßig verteilte Expansionskräfte nachteilig beeinflusst. Der Abstand zwischen den Knoten 9 ist direkt proportional dem Ausmaß der Expansion des Extrudats. Wenn Polytetrafluoräthylen in richtigem Maße entlang einer Achse expandiert wird, so ist in der hierzu orthogonalen Richtung scheinbar keine Dimensionsänderung feststellbar. Der Richtungsvektor 12 in den Figuren 1, 2 und 3 deutet die Achse an, entlang welcher die erfindungsgemäße Gefäßprothese expandiert wurde.

Wie aus Figuren 1 und 2 ersichtlich, haben die Knoten 9 eine grob ellipsoide Gestalt, wobei die Hauptachse des Ellipsoids sich im wesentlichen im rechten Winkel zur Expansionsachse erstreckt. Die Knoten 9 sind unregelmäßig verteilt, sie haben jedoch eine im wesentlichen gleichförmige Größe und ein über die Gefäßwandung 1 homogenes Verteilungsmuster. Ferner sind die Knoten extrem klein, typischerweise weniger als ein Mehrfaches der Größe der normalen Fibroplasten oder der roten Blutkörperchen.

Da die kleinen Achsen der Ellipsoidknoten 9 sich im wesentlichen quer zur allgemeinen Radialrichtung, in welcher das Zellwachstum erfolgt, erstrecken, finden die eindringenden Fibroplasten niemals eine massive Polytetrafluoräthylenbarriere vor. Es wird angenommen, daß die Abmessungen und die Ausrichtung der Knoten 9 zusammen mit der abgeschrägten Gestalt derselben eine Zellwanderung und ein Einwachsen von Zellen erleichtern. Damit das Einwachsen von Zellen im wesentlichen nicht gestört wird, sollte die durchschnittliche Abmessung der kleinen Achse der Knoten 9 weniger als das 3-fache der Hauptabmessungen der typischen roten Blutkörperchen betragen, d. h. weniger als etwa 18 Mikron.

Es wurde gefunden, daß der durchschnittliche Zwischenknotenabstand, gemessen entlang der Expansionsachse 12, innerhalb ' eines relativ engen Bereichs liegen muß, nämlich innerhalb

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eines Bereichs von etwa 6 "bis etwa 80 Mikron. Der Ausdruck "durchschnittlich" "bedeutet "bei der Anwendung auf den Zwischenknotenabs tand und auf die Knotengröße keine präzise statistische Angabe. Es handelt sich hierbei vielmehr um eine aus einer breiten Probe abgeleitete typische Dimension oder Nenndimension. Wenn z. B. von einem durchschnittlichen Zwisehenknotenabstand von 30 Mikron die Rede ist, so können einige der Knoten durch nur wenige Mikron voneinander getrennt sein, während andere durch einen Abstand von 90 oder 100 Mikron getrennt sind. Bei einem idealen Produkt hat jeder einzelne Knoten 9 eine perfekte langgestreckte "Football"-Gestalt und ist durch gleichförmig verteilte Fibrillen 10 gleicher Länge von den Nachbarknoten getrennt. Eine solche Perfektion tritt natürlich nur sehr selten auf und stets nur in mikroskopischen Bereichen.

Wenn der durchschnittliche Knotenabstand geringer ist als die Hauptabmessung der typischen roten Blutkörperchen, d. h. geringer als etwa 6 Mikron, so beobachtet man ein inadequates Einwachsen von Zellen. In diesen Fällen weist die Knoten-/Fibrillen-Superstruktur eine derart enge Packung auf, daß die Ausbildung einer lebensfähigen Neointima oder die beständige Ernährung derselben unmöglich ist.

Im Falle sehr großer Zwischenknotenabstände beobachtet man einen Verlust an Zugfestigkeit und an dem Zusammenhalt der Gesamtstruktur. Das Produkt wird dabei sehr weich und kann bei der chirurgischen Verwendung nur schwer gehandhabt werden, tibermäßig expandierte Produkte unterliegen der Deformation und führen zu einem Blutdurchtritt im Bereich der Nahtlinien. Darüber hinaus wird bei einem durchschnittlichen Zwischenknotenabstand von mehr als etwa 80 Mikron ein übermäßiges Einwachsen von Zellen beobachtet. Wenn der Innendurchmesser des Produkts eine geringe kritische Größe hat, so kann ein derartiges übermäßiges Einwachsen von Zellen zur Ausbildung einer Pseudointima führen oder zur Ausbildung einer zu dicken Neointima, verbunden mit einem Verschluß des Gefäß-

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- 12 hohlraums.

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Wenn der durchschnittliche Zwischenknotenabstand z. B. 150 bis 200 Mikron übersteigt, so kommt es bei dieser Superstruktur zunehmend zu einem Durchtritt der Blutströmung. Dabei werden die Hohlräume stark verstopft und das Einwachsen von Zellen findet in herabgesetztem Maße und ungleichförmig statt. Wenn es schließlich möglich wäre, Zwischenknptenabstände zu verwirklichen, welche den Abmessungen der Hohlräume bei gewebten Produkten entsprechen, so würde ein transmurales Einwachsen von Zellen nahezu vollständig verhindert und die Ausbildung und Unterhaltung einer echten Neointima wäre unmöglich.

Die Knoten 9 müssen einerseits eine solche Größe, Konfiguration und Ausrichtung haben, daß ein Einwachsen von Zellen im wesentlichen nicht verhindert wird und sie müssen andererseits über die Gesamtlänge und den gesamten Querschnitt des Produkts im wesentlichen gleichförmig verteilt sein. Es wurde festgestellt, daß Klumpen oder Gruppen von eng gepackten Knoten als Barrieren gegen das Einwachsen von Zellen wirken können. Ferner ist es für die Ausbildung und Unterhaltung einer lebensfähigen Neointima besonders wichtig, daß diejenigen Knoten, welche der Innenfläche 3 benachbart sind und diese Innenfläche 3 definieren, gleichförmig verteilt sind, d. h. nicht zu Klumpen zusammengeschlossen sind, so daß der Nahrungsstrom zu der Neointima nicht verhindert wird. Andererseits sollen diese Knoten an der Innenfläche keinen so weiten Abstand haben, daß an der Innenwandung 3 tiefe Unregelmäßigkeiten auftreten, welche zu Thrombosen führen.

Beim Extrudieren oder Expandieren von Schlauchstrukturen kommt es häufig zur Ausbildung einer ungleichförmigen Kräfteverteilung, welche zu einem sogenannten "Hauteffekt" führt. Bei einem solchen Hauteffekt kommt es zu einer relativ hohen Konzentration von Knoten in der Umfangsebene, und zwar entweder an der Innenfläche 3 oder an der Außenfläche 2. Das Segment

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der Pig. 1 zeigt einen geringen Hauteffekt an der Außenfläche 2, während die Innenfläche 3 durch ein offenes regelmäßiges Knotenmuster gekennzeichnet ist. Der begrenzte Effekt, welcher an der Außenfläche 2 sichtbar ist, ist offensichtlich bis zu einem gewissen Maße akzeptabel, da er, wie Fig. 1 deutlich zeigt, keinen nachteiligen Effekt auf das Einwachsen von Zellen hat.

In einigen Fällen handelt es sich bei dem Hauteffekt um eine örtliche Erscheinung. In anderen Fällen beobachtet man den Hauteffekt jedoch über die gesamte Innenfläche und Außenfläche des Produkts. Ein an der Außenfläche noch erträglicher Hauteffekt kann an der Innenfläche jedoch nicht mehr akzeptabel sein, da sich ein Hauteffekt an der Innenfläche wesentlich nachteiliger auf die Ausbildung einer regelmäßigen Superstruktur und auf die Möglichkeit eines gleichförmigen und ausreichenden Nährstoffstroms zur Neointima 7 und auf die mechanische Unterstützung der Neointima 7 auswirkt.

Die Wandstärke ist ein weiterer Faktor, welcher die Ausbildung und Aufrechterhaltung einer lebensfähigen Neointima beeinflußt. Bei einem speziellen innerhalb des akzeptablen Bereichs liegenden Zwischenknotenabstands kann die Wanddicke so groß gewählt werden, daß ein transmurales Einwachsen und Einwandern von Zellen vollständig verhindert wird.

Die Ernährung der Fibroplasten in der Wandung 1 sowie der Endothelialzellen, welche die Neointima 7 bilden, hängt in erster Linie von dem Einwachsen von Kapillaren ab. Dieses Einwachsen von Kapillaren findet normalerweise seine volle Entv.dcklung in drei oder vier Wochen nach der Implantation. Ein Eindiffundieren der Nährstoffe aus dem Blutstrom selbst, insbesondere während der unmittelbar auf die Implantation folgenden Periode sowie eine transmurale Diffusion der Nährstoffe tragen ebenfalls zum Zellwachstum bei.

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Es wurde jedoch festgestellt, daß das Eindringen des Zellwachstums von der Außenfläche 2 her nur bei zu einer gewissen Grenze möglich ist. Die Tiefe und das Ausmaß der Nährstoffdiffusion ist ebenfalls begrenzt. Wenn die Wandung der Gefäßprothese zu dick ist (im Hinblick auf den Zwischenknotenabstand), so bildet sich eine nicht ernährte oder nicht ernährbare verkalkende Schicht in der Wandung aus, und zwar an allen Stellen, welche so v/eit von der Außenfläche 2 entfernt liegen, daß sie außerhalb des Bereichs eines normalen Einwachsens von Zellen liegen und ferner so weit von der Innenfläche 3 entfernt, daß sie durch die aus dem Blutstrom eindiffundierenden Nährstoffen nicht erreicht werden können. Diese verkalkende Schicht ist ein Ergebnis unzureichenden Ernährungsstroms. Sie wirkt als Barriere und verhindert das weitere Einwachsen von Zellen. Wenn der durchschnittliche Zwischenknotenabstand innerhalb des angegebenen akzeptablen Bereichs liegt, sollte die Wandstärke nicht größer als etwa 0,8 mm sein.

Während eine zu große Wandstärke zu einem zu steifen Produkt führt oder zu einem Produkt, bei dem das transmurale Einwachsen von Zellen verhindert wird, führt eine ungenügende Wandstärke zu einem schlaffen, schlecht handhabbaren Produkt oder zu einem Produkt bei dem das Einwachsen von Zellen im Übermaß erfolgt. Somit wird die Schmiegsamkeit und Festigkeit des Produkts und das Ausmaß und die Gleichförmigkeit des Sinwachsens von Zellen quer durch die Wandung in erster Linie durch die Dicke der Wandung und durch dep Zwischenknotenabstand bestimmt.

Produkte mit einer Wandstärke im Bereich von,0,2 bis 0,8 mm und mit einem Zwischenknotenabstand im Bereich zwischen 6 und 80 Mikron zeigen ausgezeichnete mechanische Eigenschaften und führen zu einem gesteuerten Einwachsen von Zellen. Dieses Einwachsen von Zellen ist ausreichend zur Ausbildung und Unterhaltung einer dünnen lebensfähigen Neointima, welche den Hohlraum der Gefäßprothese nicht übermäßig ausfüllt.

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Produkte deren Dimensionen außerhalb der angegebenen Bereiche liegen, sind klinisch nur in begrenztem Maße verwendbar oder nicht verwendbar. Produkte, deren Abmessungen in den genannten Bereichen liegen, zeigen eine mäßig hohe Zugfestigkeit im Bereich von etwa 175 bis etwa 460 kg/cm und eine durchschnittliche Dichte im Bereich von 0,2 bis 0,5 g/ml.

Eingangs wurde bereits ausgeführt, daß zur Umgehung erkrankter oder beschädigter Segmente von peripheren Arterien häufig umgekehrt verpflanzte Saphenousvenen herangezogen werden. Dies erfordert eine Anpassung der Einmündung der verpflanzten Vene an Arterien mit wesentlich unterschiedlichem Durchmesser. Die Proximalarterie hat stets einen größeren Durchmesser als die Distalarterie. Dies gilt z. B. im Falle des häufig ausgeführten Nebenstromwegs von der Femoralarterie zur Poplitealarterie. Ein solcher Nebenstromweg dient dazu, den Blutstrom um eine Verstopfung in der oberflächlichen Femoralarterie umzuleiten.

Die Femoralarterie hat normalerweise einen Durchmesser von 6 bis 8 mm, während die Poplitealarterie typischerweise einen Durchmesser von 3 bis 4 mm hat. Wenn nun eine Prothese konstanten Durchmessers oder eine umgekehrte Saphenousvene zur Herstellung des Umgehungsweges verwendet wird, so findet entweder an einem oder an beiden Enden des Implantats oder Transplantats eine plötzliche Querschnittsänderung statt. Unter hämodynamisehen Gesichtspunkten ist eine solche plötzliche Änderung der Querschnittsfläche äußerst nachteilig, da diese zu Turbulenzen führt. Es bilden sich Taschen von Stasen aus, welche zur Abscheidung von 31utblättchen, Fibrin und Zellmaterial führen und somit zur Ausbildung von Thrombosen, welche schließlich zum Gefäßverschluß führen können. Bei einer Ausführungsform der erfindungsgemäßen Gefäßprothese werden diese Probleme vollständig vermieden. Bei der erfindungsgemäßen Gefäßprothese verjüngt sich der Innendurchmesser der Prothese allmählich über ihre gesamte Länge vom Durchmesser des

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großlumigen Proximalgefäßes bis hinunter zum Durchmesser des kleiner lumigen Distalgefäßes. Eine solche Verjüngung der Gefäßprothese führt zu einer stromlinienförmigen Blutströmung, welche einen mehr laminaren Charakter und einen weniger turbulenten Charakter hat. Eine solche Verjüngung führt ferner zu einer Beschleunigung des Blutstroms und daher zu einer Zunahme der Geschwindigkeit der einzelnen Blutteilchen. Demgegenüber wird das durch die umgekehrt verpflanzte Saphenousvene strömende Blut verlangsamt. Somit haben die erfindungsgemäßen verjüngten Gefäßprothesen nicht nur den Vorteil der Ausbildung und Aufrechterhaltung einer lebensfähigen Neointima, sondern auch den Vorteil einer beschleunigten laminaren Blutströmung und somit der Eliminierung von Verstopfungserscheinungen oder Verschlußerscheinungen aufgrund von Stasen und Turbulenzen.

Zusätzlich zu den genannten, biomedizinischen, hämodynamischen und mechanischen Vorteilen der erfindungsgemäßen Gefäßprothese kommen noch zahlreiche chirurgische, verfahrensmäßige und post-operative Vorteile. Wie bereits erläutert, erforderte die Herzgefäßchirurgie Ersatzgefäße mit geringem Durchmesser, so daß es bisher erforderlich war, Saphenousvenen zum Zwecke der Verpflanzung bereitzustellen. Hierzu sind die nachstehenden chirurgischen Schritte erforderlich, welche mit der erfindungsgemäßen Gefäßprothese überflüssig gemacht werden:

1. Einschnitt in der Leistengegend und proximales-Abtrennen der Saphenousvene des Patienten;

2. Einschnitt im Unterschenkel und distales Abtrennen der Saphenousvene des Patienten;

3. eine Vielzahl von Einschnitten in den Schenkel zur Vervollständigung des Heraustrennens der Saphenousvene;

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4. Entfernung der Saphenousvene und sorgfältiger Verschluß von allen Verzweigungen;

5. Umkehrung der Richtung der Saphenousvene vor der Implantation, so daß die Venenventile den arteriellen Blutstrom nicht hindern, wobei es erforderlich ist, das kleine distale Ende (etwa 3 im) der Vene mit der wesentlich größeren Proximalarterie zu verbinden und, im Falle des Ersatzes einer peripheren Arterie, das relativ große proximale Ende der Vene mit einer sehr kleinen Distalarterie zu verbinden;

6. sorgfältige Untersuchung aller Abzweigungen des Transplantats oder aller im Schenkel des Patienten verbliebenen Abzweigungen auf Leckstellen hin und

7. Verschluß der zahlreichen Einschnitte, welche zur Entfernung der Saphenousvene erforderlich sind.

Die Verwendung der erfindungsgemäßen Gefäßprothesen aus expandiertem Polytetrafluoräthylen eliminiert nicht nur die genannten unnötigen chirurgischen Schritte, sondern verkürzt auch das Operationsverfahren und die Dauer der Anästhesie um 1 bis 2 Stunden. Ferner werden postoperative Unannehmlichkeiten beseitigt und die von zahlreichen Einschnitten im Bein herrührende Infektionsgefahr wird vermieden. Darüber hinaus werden die begrenzten chirurgischen Kapazitäten und Krankenhauskapazitäten weniger belastet.«

Die Herstellung der erfindungsgemäßen Gefäßprothese gelingt auf äußerst einfache Weise und kann mit äußerst einfachen Laborgeräten leicht durchgeführt werden. Natürlich sind zur Massenfertigung und zur Qualitätskontrolle kompliziertere Geräte erforderlich. Die grundlegenden physikalischen, chemischen und prozeßtechnischen Parameter für das Expandieren von Polytetrafluoräthylen wurden in dem japanischen Patent Nr. 13 560/6? veröffentlicht. Im folgenden soll jedoch ein

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Beispiel zur Herstellung einer Gefäßprothese aus Polytetrafluoräthylen mit kleinem Durchmesser gegeben werden.

Polytetrafluoräthylen wird zu einem Schlauch mit einem durchschnittlichen Innendurchmesser von etwa 4 mm und mit einer durchschnittlichen Wanddicke von etwa 0,5 mm extrudiert. Ein ungesinterter Schlauch dieser Art kann durch ¥. S. Shamban Company (71 Mitchell Road, Newberry Park, California 91320) unter der Nr. S16882-7 bezogen werden. Das recht brüchige ungesinterte Extrudat wird mit einer Rasierklinge in Längen von z. B. 7,3 cm zerschnitten. Die Enden der Schlauchstücke werden mit kleinen Aluminiumstonfen, welche nahezu jede Gestalt haben können, verschlossen, wobei ein eng um das Schlauchende gewickelter Edelstahldraht für die Befestigung der Stopfen sorgt. Auf diese Weise wird ein relativ kurzes Segment zwischen den eingeführten Stopfen (und den herumgewickelten Edelstahldraht) eingespannt. Die Stopfen dienen der Handhabung und der Halterung während der nachfolgenden Schritte, nämlich während des Erhitzens, des Streckens und des Sinterns.

Die so hergestellte Anordnung aus Schlauch und Stopfen wird sodann während etwa 1 h in einen gleichmäßig auf 275 ⁰C erhitzten Ofen gegeben. Danach wird die Anordnung aus dem Ofen herausgenommen und der Schlauch wird manuell gestreckt, wobei man die Anordnung an den Stopfen anfaßt. Der Schlauch wird dabei auf eine Länge von 23 cm gestreckt. Die zum Heraiisnehmen der Anordnung und zum Strecken des Schlauches erforderliche Zeit sollte so kurz wie möglich sein, um Abkühleffekte so gering wie möglich zu halten. Das Recken sollte mit einer mäßigen gleichförmigen Geschwindigkeit erfolgen und die Stopfen sollten entlang einer gemeinsamen Expansionsachse auseinander bewegt werden, damit die Ausbildung einer gleichförmigen Kräfteverteilung gewährleistet ist. Typischerweise erfordert dieser manuelle Schritt weniger als 10 see. Man gelangt auf diese Weise zu guten Ergebnissen.

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Sodann wird die gereckte Anordnung gegen eine Kontraktion gesichert. Dies geschieht durch Einspannen der Stopfen in dem gewünschten Abstand. Man kann dies auf verschiedene Weise erreichen, z. B. durch Verwendung von Stopfen mit vergrößerten Enden, welche in Halterungen mit U-förmigen Schlitzen eingelegt werden. Dabei müssen die Halterungen den gevmnschten Abstand voneinander haben, im Falle des gewählten Beispiels einen Abstand von 23 cm. Die gereckte Anordnung wird in dem gespannten Zustand belassen und in einen Ofen von 400 ⁰C während etwa 45 see gegeben. Während dieser Zeit kommt es zu einer Sinterung und Fixierung der aus Knoten und Fibrillen bestehenden Superstruktur oder Überstruktur. Danach werden die gereckten Proben zu gewünschten Längen geschnitten. Nach der Sterilisation können sie dann eingepflanzt werden.

Bei der Massenfertigung wird die Dehnung oder Expansion auf mechanische Weise im Ofen selbst durchgeführt, wobei der Dehnungsgrad genau gesteuert wird. Daran schließt sich unmittelbar das Sintern an. Man gelangt jedoch mit der beschriebenen einfe. chen Laboratoriumstechnik ebenfalls zu ausgezeichneten Produkten, z. B. zu dem Produkt gemäß Fig. 1.

Die Herstellung verjüngter Gefäßprothesen, z. B. die Herstellung von Gefäßprothesen für den Ersatz peripherer Arterien, erfordert einen zusätzlichen Schritt der Verformung des gesinterten Schlauche mit der gewünschten Länge und dem gewünschten Durchmesser. Hierzu dient ein verjüngter Aufspanndorn aus Edelstahl, welcher auf etwa 300 ⁰C erhitzt wird. Nach dem Abkühlen der gesamten Anordnung behält die leicht re-expandierte Gefäßprothese die Gestalt des Aufspanndorns bei und kann ohne weitere Hitzebehandlung vom Aufspanndorn genommen werden und verwendet werden. Die erfindungsgemäße Gefäßprothese kann in verschiedensten Längen und Durchmessern hergestellt werden. Man kann Gefäßprothesen mit Durchmessern •von bis zu etwa 40 mm herstellen, ohne daß der strukturelle Zusammenhalt und die Verarbeitbarkeit beeinträchtigt werden.

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Es können auch verschiedene sekundäre Konfigurationen verwirklicht werden, wie z. B. gegabelte Gefäßprothesen oder dergleichen. Da die erfindungsgemäßen Gefäßprothesen im wesentlichen undurchlässig für einen transmuralen Blutstrom sind, müssen die Patienten zur Verhinderung eines Durchtritts von Blut durch die Prothese nicht heparinisiert werden.

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Claims

PATENTANSPRUCH E

Gefäßprothese aus hoch-expandiertem Polytetrafluoräthylen, gekennzeichnet durch eine durchschnittliche Wandstärke im Bereich von 0,2 bis 0,8 mm, eine durchschnittliche Dichte im Bereich von 0,2 bis 0,5 g/ml und eine mikroskopische SuperStruktur mit durch Fibrillen verbundenen Knoten.
2. Gefäßprothese nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch einen durchschnittlichen Abstand zwischen den Knoten, welcher klein genug ist, um einen transmuralen Blutstrom und Thrombosen zu verhindern, aber nicht kleiner ist als die maximale Abmessung eines durchschnittlichen roten Blutkörperchens.
3. Gefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Knoten eine allgemein ellipsoidförmige Gestalt haben.
4. Gefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die durchschnittliche Abmessung der Knoten entlang ihrer kleinen Achse geringer als das 3-fache der maximalen Abmessung eines durchschnittlichen roten Blutkörperchens ist.
5. Gefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß die großen Achsen der Knoten allgemein radial zur schlauchförmigen Gefäßprothese ausgerichtet sind.
6. Gefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 5, gekennzeichnet durch einen durchschnittlichen Innendurchmesser von weniger als 8 mm und insbesondere von 2 bis 6 nun.
7. Gefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 5, gekennzeichnet durch einen durchschnittlichen Innendurchmesser von weniger als 40 mm.

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8. Gefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 7, gekenn-

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zeichnet durch eine Zugfestigkeit von bis zu etwa 460 kg/cm

und insbesondere von etwa 175 bis etwa 460 kg/cm .
9. Gefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 8, gekennzeichnet durch einen sich vom proximalen Ende zum distalen
Ende verjüngenden Innendurchmesser, wobei der Innendurchmesser am proximalen Ende insbesondere im Bereich von etwa 5 bis 8 mm liegt und wobei der Innendurchmesser am distalen Ende insbesondere im Bereich von etwa 2 bis 6 mm liegt.
10. Gefäßprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Knoten eine durchschnittliche Abmessung der kleinen Achse von weniger als 18 Mikron aufweisen.

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