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Die Erfindung betrifft eine medizinische Röhre. Insbesondere
betrifft die Erfindung eine medizinische Röhre mit
hervorragender Kompatibilität mit Blut, die insbesondere für
ein künstliches Blutgefäß geeignet ist.
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Konventionell bekannte Verfahren zur Herstellung von
medizinischen Röhren aus thermoplastischen hochmolekularen
Verbindungen können ein Verfahren umfassen, in dem eine
hochmolekulare Verbindung hitzegeschmolzen wird, woran sich
ein Extrudieren anschließt (nachfolgend als
"Schmelzextrudierverfahren" bezeichnet); ein Verfahren, in dem
eine runde, stabförmige Form wiederholt in eine Polymerlösung
eingetaucht wird, bis eine Polymerschicht der gewünschten
Dicke sich darauf ausgebildet hat (nachfolgend als
"Tauchverfahren" bezeichnet); und ein Verfahren, in dem eine
Lösung, die eine hoch molekulare Verbindung umfaßt, aus einer
kreisförmigen Röhre extrudiert wird, während eine innenseitige
Lösung zur Härtung aus dem Zentrum der kreisförmigen Öffnung
extrudiert wird, und das ganze in eine äußere Erhärtungslösung
getaucht wird (japanische ungeprüfte Patentanmeldung Nr.
188164/1985).
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Die EP-A-01285O1 beschreibt ein künstliches Blutgefäß aus
einem Elastomer, wie z. B. einem Polyurethan oder Polyurethan-
Harnstoff. Die Wand dieses Gefäßes hat eine Zellenstruktur,
die über ihre gesamte Dicke von seinen Inneren zu den äußeren
Oberflächen kleine Poren umfaßt.
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Nach keinem dieser Verfahren können jedoch medizinische Röhren
hergestellt werden, die eine Kompatibilität mit Blut mit guter
Reproduzierbarkeit und während eines langen Zeitraums
aufweisen. Kein Produkt war dazu geeignet, um
zufriedenstellend insbesondere als künstliches Blutgefäß mit
einem Innendurchmesser von 6 mm oder weniger verwendet zu
werden.
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Die nach dem Schmelzextrudierverfahren erhaltenen Röhren
können spezifischerweise glatte innere und äußere Oberflächen
bilden, in denen die Tubenwand so dicht sein kann, daß sie
nicht mehr frei kontrolliert werden kann. Sie besitzen
außerdem natürlich auch den Nachteil, daß es zu schwierig ist,
beim Nähen eine Nadel durch sie hindurchzuführen. Die
Anwendung solcher Röhren zur Verwendung als künstliche
Blutgefäße, für die eine Langzeitkompatibilität mit dem Blut
und dem umgebenden Gewebe erforderlich ist, kann sogar auch
bei Verwendung von Materialien, wie z. B. Polyurethan und
Polyurethan-Harnstoff, die hervorragende Antithrombose-
Eigenschaften besitzen, nicht die erwünschten Ergebnisse
liefern. Mit anderen Worten können solche Röhren bei einem
längeren Zeitraum der Transplantation mit der Zeit kalkartig
werden, um als Ergebnis eine große Menge an Thromben um sie
herum zu bilden. Es ist auch bekannt, daß die Applikation
solcher Röhren mit glatter innerer Oberfläche als künstliche
Blutgefäßen zu einer nicht-stabilen Aufnahme des Intima-
Gewebes, daß sich von einem abgeschnittenen Ende des
Blutgefäßes an der Seite des lebenden Körpers an der inneren
Oberfläche eines künstlichen Blutgefäßes erstreckt, führen
kann, um ein Abschälen zu verursachen, und deshalb kann der
Blutdurchfluß in diesem Teil gestört sein, um Thromben zu
erzeugen, wobei die Thromben ihrerseits wieder in das Gewebe
wachsen können, um eine Hyperthrophie einer Intima
hervorzurufen.
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Das Tauchverfahren kann nicht bloß zu einer geringen
Dimensionsgenauigkeit mit einer wechselnden Wanddicke führen,
sondern auch zu einer mehrschichtigen Wandstruktur, die mit
einer guten Reproduzierbarkeit nicht frei kontrollierbar ist.
Da es insbesondere unmöglich ist, die Verdampfung eines
Lösungsmittels in der Polyurethanlösung, die bei jedem
Eintauchen auf die Form appliziert wird, zu kontrollieren,
können die Produkte einen Mangel als struktureller
Gleichförmigkeit besitzen, und Produkte mit hoher
Zuverlässigkeit können nicht erhalten werden.
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Das in der japanischen unveröffentlichten Patentanmeldung Nr.
188164/1985 beschriebene Verfahren ist dadurch gekennzeichnet,
daß die Verfestigung der Lösung einer hochmolekularen
Verbindung im wesentlichen von beiden Seiten, der inneren
Oberfläche und äußeren Oberfläche, durchgeführt wird, weist
aber sonst überhaupt keinen Unterschied gegenüber
konventionellen Verfahren zur Herstellung einer
Hohlfasermembran auf, und kann nur eine Röhre erzeugen, die an
beiden Seiten Oberflächenschichten aufweist, da die
Verfestigung von der Innenseite und Außenseite der Röhre
erfolgen kann. Dieses Verfahren erfordert außerdem einen
langen Zeitraum, bis die Verfestigung einen Zustand erreicht,
bei dem keine Deformation der Röhre mehr auftritt. Wenn
deshalb eine Röhre mit einem großen Innendurchmesser erzeugt
werden soll, die eine geringe Formstabilität aufweisen kann,
kann dieses Verfahren den Nachteil besitzen, daß die
Verformung oder nicht gleichmäßige Verfestigung bereits bei
der Entnahme auftreten kann, und eine geformte Röhre mit einem
Durchmesser von mehr als 1 bis 2 mm tatsächlich oval werden
kann.
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Für ein künstliches Blutgefäß mit einem Innendurchmesser von
7 mm oder weniger ist die Kompatibilität mit einem lebenden
Blutgefäß wichtig, und eine empfindliche Kontrolle der
Eigenschaften ist zur Verbesserung der Ergebnisse der
Durchgänglichkeit unverzichtbar. Insbesondere ist eine
geeignete Flexibilität erforderlich, damit die Innenseite
eines lebenden Blutgefäßes und die eines künstlichen
Blutgefäßes durch Nähen glatt miteinander verbunden werden
können. Außerdem kann die Leichtigkeit, mit der eine Nadel
hindurchgeführt werden kann, die Leistungsfähigkeit des
Vernähens verbessern, und besitzt einen hohen Einfluß auf die
Ergebnisse der Durchlässigkeit. Mit anderen Worten ist eine
gute Anastomose sehr wichtig, um dem Durchfluß bei einer
Verbindung zu einem lebenden Blutgefäß die gewünschte Form zu
geben. Eigenschaften, die ebenfalls von grundsätzlicher
Notwendigkeit für künstliche Blutgefäßen, die semipermanent
verwendet werden, sind, daß die Wandmembran ausreichend fest
sein muß, um der pulsierenden Belastung durch den Blutdruck,
die 100000 mal oder öfter am Tag appliziert wird, zu
widerstehen und auch, daß eine Vernähung, bei der die Spannung
zentralisiert sein kann, sich nicht allmählich ausdehnt oder
bricht.
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Konventionell wurden künstliche Blutgefäße verwendet, die
durch Ziehen von Polytetrafluorethylen zu einer Röhre
hergestellt wurden, um eine feine faserartige Struktur zu
ergeben, die die Antithrombose-Eigenschaften im Vergleich mit
einem künstlichen Blutgefäß, das durch Umwickeln einer Röhre
mit gewebten Polyesterfasern hergestellt wurde, zu verbessern.
Sie besitzen jedoch nicht nur Probleme im Hinblick darauf, daß
eine Nadel nur schwierig durch sie hindurchgeführt werden
kann, und Bluten aus den Nadellöchern auftreten kann, sondern
sie besitzen auch Raum für eine Verbesserung der
Verträglichkeit mit einem lebenden Blutgefäß.
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Bei künstlichen Blutgefäßen mit einem inneren Durchmesser von
7 mm oder weniger, insbesondere von 6 mm oder weniger, wurden
keine Produkte, die mit klinisch ausreichenden Ergebnissen der
Durchgänglichkeit verwendet werden können. Nur ein Produkt,
das erhalten wird, indem man das vorstehend genannte
Polytetrafluorethylen porös machte, wurde für begrenzte Zwecke
verwendet, wobei sich aber unbefriedigende Ergebnisse im
Hinblick auf den Durchgänglichkeitsgrad für mehr als ein Jahr
ergaben. Es wurde deshalb nach der Entwicklung eines
künstlichen Blutgefäßes mit besserer Durchgänglichkeit
gesucht. Um die Ergebnisse der Durchgänglichkeit zu
verbessern, ist es zunächst notwendig und unverzichtbar, die
Antithrombose-Eigenschaften eines Materials zu verbessern.
Außerdem muß das künstliche Blutgefäß mit den obigen
mechanischen Eigenschaften ausgestattet sein, die für ein
künstliches Blutgefäß erforderlich sind. Ferner muß es die
Eigenschaft beibehalten, daß die Struktur der Röhrenwand eine
hervorragende Durchgänglichkeit während eines langen Zeitraums
besitzt. Viele experimentelle Daten haben gezeigt, daß ein
künstliches Blutgefäß, das eine feine Struktur aufweist, die
Durchgänglichkeit während eines langen Zeitraums, wie
vorstehend erwähnt, nicht aufrecht erhalten kann. Insbesondere
kann die Intima, die auf der inneren Oberfläche wächst, nicht
stabil zurückgehalten werden, und kann mehrmals wachsen und
abgeschält werden, weil das Blut fließt oder einen Druck
ausübt. Insbesondere an der Verbindungsstelle zu einem
lebenden Blutgefäß kann Panni abnormal wachsen, was eine
Störung des Blutdurchflusses verursacht, wodurch das Wachstum
von Thromben auftreten kann, die allmählich in das Gewebe
wachsen können, wodurch sich ein Aufbau an den Anastomose-
Anteilen ergibt. Um eine stabile Aufnahme von Intima zu
erreichen, besitzt die innere Oberfläche der Röhrenwand der
erfindungsgemäßen medizinischen Röhre keine
Oberflächenschicht. Die innere Oberfläche der Röhrenwand der
erfindungsgemäßen medizinischen Röhre besitzt keine
Oberflächenschicht. Die innere Oberfläche der Röhrenwand hat
vorzugsweise konkave Flächen mit einem Durchmesser von 1 bis
100 um, vorzugsweise von 3 bis 20 um, und gleichzeitig
kommunizieren die hohlen Flächen mit Vacuolen im Inneren der
Röhrenwand über Poren. Das künstliche Blutgefäß, das eine
Struktur besitzt, in der die innere Oberfläche keine
Oberflächenschicht aufweist, kann mittels bekannter Verfahren,
bei denen die Verfestigung sowohl von der inneren Oberfläche
als auch von der äußeren Oberfläche unter Verwendung einer
kreisförmigen Öffnung durchgeführt wird, nicht hergestellt
werden.
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Zur Vermeidung dieses Problemes wurde z. B. in der japanischen
ungeprüften Patentveröffentlichung Nr. 188165/1985 ein
Verfahren vorgeschlagen. D.h. ein Verfahren, bei dem eine
Röhre ausgebildet wird, indem man ein porenbildendes Mittelin
eine Lösung einmischt, mit einer nachfolgenden Entfernung des
Mittels auf irgend einem geeigneten Weg, um einer Ausbildung
einer dichten Oberflächenschicht an der inneren Oberfläche
vorzubeugen. Dieses Verfahren kann jedoch mit dem wesentlichen
Nachteil begleitet sein, daß nicht nur die Verfahrensschritte
sehr kompliziert sind, sondern auch die Porosität des
Blutgefäßes höher werden kann. Es kann nämlich die gesamte
Röhrenwand porös werden, um eine Exudation von Plasma zu
verursachen, und eine Komplikation zu ergeben, wie z. B. ein
Serom, um die Aussichten zu verschlechtern. Ein ähnliches
Phänomen kann häufig in dem oben erwähnten künstlichen
Blutgefäß aus Polytetrafluorethylen auftreten, wodurch eine
Infektionserkrankung verursacht wird, die, wie dies allgemein
bekannt ist, notwendigerweise eine Retransplantation des
Gefäßes erforderlich macht. Es braucht nicht gesagt zu werden,
daß, wenn auf der anderen Seite ein porenbildendes Mittel
verwendet wird, das keinen Austritt von Blutzellenkomponenten
aus der Röhrenwand hervorruft, keine stabile Aufnahme des
Gewebes in der inneren Oberfläche des künstlichen Blutgefäßes
erwarten werden kann.
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Für das erfindungsgemäße künstliche Blutgefäß ist es
bevorzugt, daß es hohle Flächen besitzt, die nach der
Innenseite der Röhrenwand hin offen sind, so daß die stabile
Aufnahme von Intima an der inneren Oberfläche unterstützt
werden kann, und zur gleichen Zeit eine solche dichte Struktur
an seiner äußeren Oberfläche besitzt, die es nicht nur
Blutzellen, sondern auch Plasma nicht erlaubt,
hindurchzutreten. Zusätzlich zu einem solchen strukturellen
Faktor ist es für ein künstliches Blutgefäß notwendig, daß es
unter Verwendung eines Materials ausgebildet wird, das eine
ausreichende mechanische Festigkeit aufweist, im wesentlichen
Antithrombose-Eigenschaften besitzt, die den anfänglichen
Thrombus auf ein geringeres Ausmaß zurückdrängen kann, und
die auch nach einer Langzeittransplantation in einem lebenden
Körper keine heftige histoide Reaktion oder Zerstörung
aufgrund einer Biodegradation hervorruft.
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Um die vorstehend erwähnten Nachteile auszuschalten, die mit
konventionellen medizinischen Röhren verbunden sind, haben die
vorliegenden Erfinder intensive Studien betrieben. Als
Ergebnis davon waren sie erfolgreich bei der Herstellung einer
medizinische Röhre, die eine hervorragende Kompatibilität mit
Blut besitzt, und insbesondere eines künstlichen Blutgefäßes
mit einer hervorragenden Durchgänglichkeit. So wurde die
vorliegende Erfindung zustande gebracht.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Die erfindungsgemäße medizinische Röhre ist dadurch
charakterisiert, daß das poröse Material kontinuierlich
verbundene poröse vacuolenartige Wände ausbildet, die eine
Vielzahl von Vacuolen definieren, wobei die porösen,
vacuolenartigen Wände eine große Zahl von im Vergleich zu den
Vacuolen ausreichend kleineren Poren aufweist, wobei die Größe
der Vacuolen in der Richtung von der inneren Oberfläche gegen
die äußere Oberfläche der Röhrenwand zunehmend kleiner wird,
und der Durchmesser d der Vacuolen (entsprechend dem maximalen
Durchmesser an einem beliebigen Querschnitt) ein solcher ist,
daß 0.005 t ≤ d ≤ 0.9 t, und die innere Oberfläche der
Röhrenwand keine Oberflächenschicht aufweist und verbundene
vacuolenartige Wände umfaßt.
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Die für die erfindungsgemäße Röhre verwendete Verbindung mit
hohem Molekulargewicht kann vorzugsweise Polyurethan und/oder
Polyurethan-Harnstoff sein. Eine Struktur, wie sie im Anspruch
1 spezifiziert wird, kann erreicht werden, indem man die
Verfestigung unter Verwendung eines Herstellungsverfahrens
gemäß einem Naßprozeß, wie er nachfolgend beschrieben wird,
durchführt. Die vacuolenartigen Wände, die die Vacuolen in der
erfindungsgemäßen Röhre bilden, haben eine mikroskopische
schwammartige Struktur, in der kleine Poren von 0.01 bis 30 um
vorhanden sind, wodurch das Gewebe leicht wachsen kann, um
einen höheren Heileffekt zu ergeben.
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Da die erfindungsgemäße medizinische Röhre eine spezielle
innere Textur besitzt und keine heterogene Oberflächenstruktur
aufweist, kann eine hervorragende Verträglichkeit (oder
mechanisches Anpassungsvermögen) erreicht werden, eine
hervorragende Kompatibilität mit einem lebenden Körper, und
eine Stabilisierung von lebensfähigem Endothel. Mit der
vorliegenden Erfindung kann deshalb erstmals eine medizinische
Röhre bereitgestellt werden, die die mechanischen
Eigenschaften, z. B. Festigkeit und Widerstandsfähigkeit
gegenüber Ermüdung, die in dem verwendeten Material inhärent
vorhanden sind, behält nach der Transplantation mit der Zeit
keine plastische Deformation hervorruft, die keine Steifheit
besitzt, wie sie konventionelle medizinische Röhren gezeigt
haben, worin dichte Anteile in der inneren Textur vorhanden
waren, und die hervorragende mechanische Eigenschaften,
Verträglichkeit und Gewebsbildungsstabilität vereint.
BESCHREIDUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Die erfindungsgemäße medizinische Röhre, in der die innere
Textur der Röhrenwand so aufgebaut ist, daß eine große Anzahl
von vacuolenartigen Wänden, die Vacuolen bilden,
kontinuierlich über die ganze Fläche der Textur verbunden
sind, wobei die Größe dieser Vacuolen eine solche ist, daß der
Durchmesser (d) einer Vacuole, die dem maximalen Durchmesser
an einem beliebigen Querschnitt entspricht, relativ zur Dicke
der Wand (t) vorzugsweise das Verhältnis besitzt:
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0.005 t ≤ d ≤ 0.9 t,
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und insbesondere:
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0.01 t ≤ d ≤ 0.8 t.
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Ein Wert von d von mehr als 0.9 t kann zu einer zu geringen
mechanischen Festigkeit im Hinblick auf die praktische
Verwendung führen, was zu einer Besorgnis bei der klinischen
Verwendung führt, und der Wert d von weniger als 0.005 t kann
dazu führen, daß man keine gewünschte Verträglichkeit erzielt.
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Ein weiteres Merkmal der erfindungsgemäßen medizinischen Röhre
ist es, daß sie sehr gute Eigenschaften beim Vernähen zeigt.
Der Grad der Eigenschaften beim Vernähen kann oft die
Durchgänglichkeit eines transplantierten Blutgefäßes
beeinträchtigen. Wenn ein Blutgefäß in einem schlechten
Zustand vernäht ist, kann der Blutdurchfluß im vernähten
Anteil gestört werden, und bildet einen Auslöser für die
Bildung von Thromben, wodurch eine Verstopfung des
transplantierten Blutgefäßes hervorgerufen werden kann. Eine
Röhre, die eine hochmolekulare Verbindung umfaßt, und bei der
die innere Textur ihrer Röhrenwand, sowie in der
erfindungsgemäßen Verbindung, porös gemacht wird, kann sowohl
eine adäquate Verlängerung und Flexibilität der Textur
erreichen, und damit kann eine chirurgische Nadel leicht
hindurchgeführt werden, und die Vernähung kann leicht
durchgeführt werden, um die Röhre mit einem Blutgefäß des
Empfängers glatt mit Anastomose zu versehen.
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Es ist eine Frage des Interesses, daß das künstliche
Blutgefäß, dessen innere Textur der Röhrenwand porös ist, am
vernähten Teil nicht verschliessen wird, und der Nachteil, daß
sich ein Verschleiß durch eine Vernähung, wie in einem
konventionellen künstlichen Blutgefäß aus Polyurethan mit
einem dichten Anteil in der obigen inneren Textur, entwickeln
kann, wurde vollständig eliminiert. Es ist ebenfalls ein
interessantes Phänomen, das durch die Nahtstelle kein Blut
hindurchsickert. Dies beruht vermutlich auf der Elastizität,
die Polyurethan oder dergleichen inhärent ist, und zusätzlich
dazu auf dem Poreneffekt, der durch eine Vielzahl von
Überlappungen einer großen Zahl vacuolenartiger Wände, die die
Vacuolen bilden, erzielt werden kann.
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Bei der Verbindung der erfindungsgemäßen medizinischen Röhre
mit einem Blutgefäß des Empfängers kann die innere Textur eine
Vacuolenartige Textur werden, die zwischen beiden Enden der
Röhre gegenseitig kontinuierlich gemacht wurde, wodurch Gewebe
leicht aus dem verbundenen Anteil eintreten kann, um eine
Heilung des verbundenen Anteils zu erzielen, und außerdem
besitzt die innere Oberfläche der Röhrenwand, die das
künstliche Blutgefäß aufbaut, keine Oberflächenschicht,
wodurch es für das Wachstum von Intima-Gewebe geeignet ist,
und leicht in einen organischen Körper aufgenommen werden
kann. Es wird angenommen, daß dies ein Faktor ist, der die
Langzeit-Durchgänglichkeit, die die erfindungsgemäße
medizinische Röhre besitzt, unterstützt.
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Die Verteilung der Vacuolen in einem Querschnitt der die
erfindungsgemäße medizinische Röhre aufbauenden Röhrenwand ist
eine solche, daß die Größe der Vacuolen in der Nähe der
Außenseite kleiner wird, wodurch es möglich gemacht wird, das
Hindurchsickern von Blut aus dem vernähten Anteil zu
minimieren, um sehr gute Operationsergebnisse zu erhalten.
Dies kann erreicht werden, indem man die Verfestigung nur von
der Außenseite zum Zeitpunkt der Herstellung der
erfindungsgemäßen medizinische Röhre bewirkt.
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Die erfindungsgemäß verwendete Verbindung hohen
Molekulargewichts umfaßt eine Substanz, die eine hervorragende
Kompatibilität mit Blut oder Gewebe besitzt, nämlich ein
Polymer, das keine akute oder chronische Toxizität besitzen
darf, keinen Wärmestau und keine haemolytischen Eigenschaften,
und das auch bei einer Langzeittransplantation in dem
umgebenden Gewebe keine Entzündung hervorrufen darf. Ein
solches Polymer kann z. B. umfassen Polyvinylhalogenide,
Polystyrol und Derivate davon, Polyolefinpolymere,
Polyesterkondensate, makromolekulare Cellulose,
makromolekulares Polyurethan, Polysulfonharze,
makromolekulares Polyamid, usw. Es kann selbstverständlich
Copolymere oder gegenseitige Mischungen, die diese enthalten,
umfassen. Unter ihnen sind im Hinblick auf die mechanischen
Eigenschaften, die Stabilität in einem lebenden Körper und die
Antithrombose-Eigenschaften, Polymere vom Polyurethan-Typ
bevorzugt. Beispiele hierfür können umfassen Polyurethan,
Polyurethan-Harnstoff, eine Mischung dieser mit Silicon-
Polymer, oder ein Produkt, in dem diese zur Ausbildung einer
Netzstruktur wechselseitig eingebracht werden. Sie können
auch segmentiertes Polyurethan oder Polyurethan-Harnstoff
umfassen, ein Produkt, das Polydimethylsiloxan in der
Hauptkette enthält, und ein Produkt, das Fluor in einem harten
oder weichen Segment enthält. Vom Gesichtspunkt der
Widerstandsfähigkeit gegen Biodegradation ist Polyurethan oder
Polyurethan-Harnstoff vom Polyether-Typ gegenüber dem vom
Polyester-Typ mehr bevorzugt.
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Als Polyether, der das Polyethersegment des oben aufgeführten
Polyurethans oder dergleichen bildet, ist
Polytetramethylenoxid am meisten bevorzugt, aber andere
Polyalkylenoxide können auch bevorzugt sein (vorausgesetzt,
daß sie zwei und/oder drei Kohlenstoffatome in der
Alkylengruppe enthalten). Beispiele für solche
Polyalkylenoxide können umfassen Polyethylenoxid,
Polypropylenoxid, ein Ethylenoxid/Propylenoxid-Copolymer
oder -Blockcopolymer. Es können auch Polyurethane verwendet
werden, die in der gleichen Hauptkette ein
Polytetramethylenoxidsegment und ein Polyalkylenoxid (mit zwei
oder drei Kohlenstoffatomen in der Alkylengruppe) aufweisen,
um sowohl hydrophile Eigenschaften als auch mechanische
Eigenschaften zu besitzen. Dieses Polyurethan hat hervorragend
gute Antithrombose-Eigenschaften und Kompatibilität mit dem
lebenden Körper, und es wurde gefunden, daß es ein neuer
Polyurethan-Typ ist, der eine gute Kompatibilität mit einem
lebenden Körper besitzt.
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Die Polyether, die diese weichen Segmente aufbauen, können ein
Molekulargewicht besitzen, das normalerweise im Bereich
zwischen 400 und 3000 liegt, vorzugsweise zwischen 450 und
2500, und insbesondere zwischen 500 und 2500. Von diesen ist
das beste Polyethersegment eine Polytetramethylenoxidkette mit
einem Molekulargewicht von 800 bis 2500, insbesondere einem
Molekulargewicht von 1300 bis 2000. Wenn das Molekulargewicht
des weichen Polyethersegments größer als 3000 ist, kann dies
dazu führen, daß das künstliche Blutgefäß aus Polyurethan
schlechte mechanische Festigkeit aufweist. Auf der anderen
Seite kann ein Molekulargewicht von weniger als 400 dazu
führen, daß das geformte künstliche Blutgefäß für eine
Verwendung zu starr ist.
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Die Synthese von Polyurethan kann unter Verwendung eines
konventionellen Verfahrens durchgeführt werden, nachdem man
den obigen, an seinen beiden Enden mit Hydroxylgruppen
terminierten Polyether mit einem bekannten Diisocyanat, das
für die Synthese von Polyurethan verwendet wird, reagieren
läßt, einschließlich 4,4'-Diphenylmethandiisocyanat,
Toluidindiisocyanat, 4,4'-Dicyclohexylmethandiisocyanat,
Hexamethylendiisocyanat, usw., um ein Isocyanat-terminiertes
Prepolymer zu erzeugen, und es unter Verwendung eines Diamins,
wie z. B. Ethylendiamin, Propylendiamin, und
Tetramethylendiamin, oder eines Diols, wie z. B. Ethylenglycol,
Propylenglycol und Butandiol, einer Kettenverlängerung
unterwirft.
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In der erfindungsgemäßen medizinischen Röhre ist die innere
Textur der Röhrenwand, die diese Röhre aufbaut, porös, und es
ist keine Oberflächenschicht an der innere Oberfläche der
Röhrenwand vorhanden. Zusätzlich zur darin inhärenten
Kompatibilität mit dem lebenden Körper wird die Textur mit
einer Weichheit ausgestattet, wodurch das Vernähen leicht
durchgeführt werden kann und als Ergebnis an dem verbundenen
Teil kein Pannus auftreten sollte. Der vorliegenden
medizinischen Röhre kann außerdem eine hervorragende Komplianz
verliehen werden. Wenn sie als künstliches Blutgefäß verwendet
wird, kann sie deshalb einer geeigneten elastischen
Deformation entsprechend dem Herzschlag unterliegen, um die
Reizung durch das Blut gegenüber einem Blutgefäß des Empfänger
zu mäßigen. Außerdem ist in der inneren Oberfläche dieses
Blutgefäßes keine Oberflächenschicht, und das Gewebe kann
leicht in die Vacuolen eindringen, wodurch eine hervorragende
Heilung erreicht werden kann. Es hat sich deshalb ein Weg zu
einem künstlichen Blutgefäß geöffnet, das einen inneren
Durchmesser von 6 mm oder weniger besitzt, und die
Durchgänglichkeit hervorragend beibehält.
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Die erfindungsgemäße medizinische Röhre kann z. B. auffolgende
Weise hergestellt werden.
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Sie kann durch ein Verfahren hergestellt werden, bei dem man
einen Kernstab mit einem runden Querschnitt aus einem starren
Körper durch eine zirkulare Öffnung hindurchführt, um eine
Lösung einer hochmolekularen Verbindung aus einem Spalt, der
zwischen dieser Öffnung und dem Kernstab gebildet wird, in
einer solchen Weise zu extrudieren, das sich die Lösung über
die gesamte Oberfläche des Kernstabes verbreitet, und den
Kernstab in ein Verfestigungsmedium einführt, um die
hochmolekulare Verbindung um den Kernstab zu verfestigen, und
man danach den Kernstab entnimmt.
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Die für die Formung verwendete Lösung kann vorzugsweise eine
solche mit einer Viskosität von 5 Poises oder mehr bei
der Formtemperatur sein. Die Viskosität von weniger als 5
Poises kann zur Bildung einer riesigen Vacuole im Inneren der
Röhrenwand führen, was die Festigkeit herabsetzt. Eine
ungleichmäßige Wandstärke kann im Verlauf der Formung
ebenfalls hervorgerufen werden. Vorteilhafterweise besteht bei
Formungsbedingungen bei einer Viskosität von 10 Poises oder
mehr eine geringere Einschränkung.
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Auf der anderen Seite ist an der höheren Seite der Viskosität
fast keine Beschränkung vorhanden, und die Formung kann sogar
mit geringer Fluidität der Lösung erreicht werden. Es ist
eines der Merkmale des erfindungsgemäßen Verfahren, daß die
Formung sogar unter Verwendung einer Lösung von ca. 5000
Poises leicht durchgeführt werden kann, wo eine Formung gemäß
eines Verfahrens zur Herstellung einer Hohlfaser unter
Verwendung einer konventionellen ringförmigen Düse nur mit
großer Schwierigkeit durchgeführt werden kann. Da es jedoch im
Hinblick auf die Herstellung erwünscht ist, eine relativ
einfache Entlüftung der Lösung zu erreichen, sollte die Lösung
vorzugsweise eine Viskosität von 3000 Poises oder weniger, und
insbesondere von 2000 oder weniger besitzen.
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Im Verfahren zur Herstellung der erfindungsgemäßen
medizinischen Röhre kann das zur Lösung der hochmolekularen
Verbindung verwendete Lösungsmittel leicht aus bekannten
Lösungsmitteln ausgewählt werden, abhängig von den verwendeten
entsprechenden Substanzen. Ein wasserlösliches Lösungsmittel
ist jedoch von Vorteil, um zu verhindern, daß Lösungsmittel in
dem Produkt verbleibt, und vom Standpunkt der Kosten der
Produktionsstufen. Ein solches Lösungsmittel kann z. B.
umfassen Dimethylformamid, Dimethylacetamid, Dimethylsulfoxid,
N-Methyl-2-pyrrolidon, Dioxan, Tetrahydrofuran, Aceton usw. Im
erfindungsgemäßen Herstellungsverfahren muß die Lösung nicht
notwendigerweise im gelösten Zustand sein. Aus diesem Grund
kann ein schlechtes Lösungsmittel oder ein Quellmittel, wie
z. B. Harnstoff, zugemischt und in einer größeren Menge
verwendet werden. Dies ist bei der Herstellung der
medizinische Röhre, insbesondere des künstlichen Blutgefäßes,
auf das die vorliegende Erfindung abzielt, vorteilhaft. Das
Lösungsmittelsystem kann nämlich in einem weiten Bereich
ausgewählt werden, wodurch die Porosität (der Porositätsgrad)
in einem breiten Bereich leicht und ohne besonders
komplizierte Stufen, wie z. B. einer Stufe, bei der man einen
Porenbildner verwendet, variiert werden kann.
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Im Verfahren zur Herstellung der erfindungsgemäßen
medizinischen Röhre kann der Stab, der einen als Kern
verwendeten starren Körper umfaßt, aus einer Substanz
hergestellt sein, die sich nicht in der Lösung auflöst, und
sich in seiner Form nicht leicht verändert, während er durch
das Verfestigungsmedium geführt wird. Da eine
Widerstandsfähigkeit gegenüber Korrosion ebenfalls
erforderlich ist, sind insbesondere Materialien bevorzugt, die
mit einer Chrombeschichtung oder Teflon auf rostfreiem Stahl,
Stahl, Messing usw. versehen sind.
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Der Kernstab wird in einer solchen Weise vorwärts geführt, das
die Lösung, die über seine gesamte periphere Oberfläche
verteilt ist, direkt oder nach Hindurchführen durch einen
bestimmten Trockenabschnitt in das Verfestigungsmedium geführt
wird.
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Spezifischerweise kann irgendeine Feuchtverfestigung verwendet
werden, gemäß der die Lösung der hochmolekularen Verbindung,
die aus dem zwischen der runden Öffnung und dem Kernstab
definierten Spalt austritt, direkt in ein Wassersystem-
Verfestigungsmedium geführt wird, und die Trocken- und Feucht-
Verfestigung, gemäß der die Lösung über einen Trockenabschnitt
in das Wassersystem-Verfestigungsmedium geführt wird.
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Wenn ein konventionelles Verfahren zum Spinnen eines hohlen
faserförmigen Filmes für die Herstellung eines Produktes mit
großem Durchmesser und Wandstärke, wie das künstliche
Blutgefäß, verwendet wird, ist es schwierig, die Form in einem
gewünschten Zustand zu erhalten, wenn nicht eine rasche
Verfestigungswirkung sowohl von der inneren Oberfläche als
auch der äußeren Oberfläche appliziert wird. Die Bedingung,
daß die starke Verfestigungswirkung sowohl von der inneren
Oberfläche als auch der äußeren Oberfläche appliziert wird,
ist deshalb zur stabilen Herstellung einer Röhre
unverzichtbar. Dies wird jedoch zu einen großen Hindernis für
die gewünschte Struktur, die für ein künstliches Blutgefäß
hergestellt wird. Es folgt nämlich, daß die Struktur, die
dichter ist als die Innenseite der Röhrenwand, an den inneren
Oberflächen und den äußeren Oberflächen gebildet wird.
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Diese Nachteile wurden durch das Verfahren zur Herstellung der
erfindungsgemäßen medizinischen Röhre ausgeräumt. D. h., da der
starre Körper, der innen vorhanden ist, eine Rolle spielen
kann, um die umgebende Lösung stabil zurückzuhalten, wurde es
möglich, mit guter Reproduzierbarkeit eine Röhre mit
gleichmäßiger Form und Größe nur durch die Verfestigung von
der äußeren Oberfläche her herzustellen.
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Bei der Formung besteht sogar dann kein Problem, wenn die
Geschwindigkeit der Verfestigung von der äußeren Oberfläche
her erniedrigt wird, und die Verfestigung kann über eine
ausreichend lange Zeit erreicht werden.
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Da es im Verfahren zur Herstellung der erfindungsgemäßen
medizinische Röhre möglich ist, die Verfestigungsbedingungen
in einem breiten Bereich zu variieren, kann der Freiheitsgrad
zur Formung groß gemacht werden, und geformte Produkte
verschiedener Strukturtypen können hergestellt werden.
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Zum Verfestigungsmedium können z. B. ein Lösungsmittel, ein
schlechtes Lösungsmittel und ein Salz zugefügt werden, wodurch
die Struktur sowohl der inneren Oberfläche und als auch der
äußeren Oberfläche, oder der äußeren Oberfläche in einem
breiten Bereich variiert werden kann.
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Die Oberflächenenergie des als Kern verwendeten starren
Körpers kann außerdem durch Auswahl der Qualität der
Materialien oder durch Applikation von Mitteln, wie z. B. einer
Beschichtung aus Teflon, Silicon usw., variiert werden,
wodurch nicht nur die mikroskopischen Eigenschaften, die die
Antithrombose-Eigenschaften beeinträchtigen können, sondern
auch der morphologische Oberflächenzustand variiert werden
können.
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Eine der bemerkenswerten Eigenschaften des erfindungsgemäßen
Herstellungsverfahren ist es, daß, wenn die Trocken- und
Feucht-Verfestigung durchgeführt wird, die Zeit zur
Durchführung durch den Trockenabschnitt sehr strikt
kontrolliert werden kann. Insbesondere ist es möglich, die
Durchgangszeit durch den Trockenabschnitt sogar bei einer so
kurzen Zeit wie 0.01 bis mehrere 10 Sekunden präziser zu
kontrollieren. Dies ist sehr wichtig, um die Struktur der
äußeren Wand einer geformten Röhre gleichmäßig zu machen, und
ist von dem konventionellen bekannte Tauchverfahren sehr
verschieden.
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Aus dem vorstehenden Grund ist es bevorzugt, den
Trockenabschnitt vorzusehen, wodurch es möglich ist, leicht
eine glatte äußere Oberfläche zu erhalten, indem man die
Oberflächenströmung der Lösung der hochmolekularen Verbindung
im Trockenabschnitt verwendet. Eine optimale Länge des
Trockenabschnittes kann bestimmt werden, die hauptsächlich von
der Viskosität der Lösung und der Flüchtigkeit des
Lösungsmittels abhängt, und die normalerweise vorzugsweise im
Bereich von 5 bis 300 mm liegt. Eine Länge von weniger als
5 mm kann zu einem unzureichenden Effekt der vorstehend
erwähnten Oberflächenglättung führen. Eine Länge von mehr als
300 mm kann ein Tropfen der Lösung verursachen, um ein Produkt
zu ergeben, das einen ungleichmäßigen Querschnitt oder eine
Dicke besitzt, die allmählich in der longitudinalen Richtung
variiert. Im Falle, daß die Lösung der hochmolekularen
Verbindung ein Lösungsmittel mit hoher Flüchtigkeit enthält,
kann die Verdampfung des Lösungsmittels aus seiner Oberfläche
rasch erfolgen, und als Ergebnis kann die Oberfläche den
Taupunkt erreichen, um ein Phänomen, wie z. B. die Kondensation
kleiner Wassertropfen, hervorzurufen, und es kann eine genaue
Kontrolle der Umgebungsbedingungen erforderlich werden.
-
Aus dem vorstehenden Grund liegt die Länge des
Trockenabschnitts vorzugsweise im Bereich von 20 bis 200 mm.
-
Die Geschwindigkeit der Extrudierung zu der Zeit, bei der der
Kernstab den Trockenabschnitt passiert, kann im allgemeinen im
Bereich von 1 bis 300 mm/Sekunden, vorzugsweise von 5 bis
200 mm/Sekunde, und insbesondere von 10 bis 100 mm/Sekunde
liegen. Eine Extrudiergeschwindigkeit, die 300 mm/Sekunde
überschreitet, kann die Tendenz zeigen, eine Verformung
aufgrund der verbleibenden Spannung in einer
Nachbehandlungsstufe zu verursachen, und eine Geschwindigkeit
von kleiner als 1 mm/Sekunde kann eine ungleichmäßige Struktur
in der äußeren Oberfläche, abhängig von der atmosphärischen
Temperatur und Feuchtigkeit oder der Konzentration des
Lösungsmittels, hervorrufen.
-
Als Verfestigungsmedium kann vorzugsweise ein solches
verwendet werden, das eine hervorragende Kompatibilität im
Hinblick auf die Entfernung des Lösungsmittels zeigt. Vom
Standpunkt der Sicherheit und Kosten wird Wasser insbesondere
bevorzugt. Es können gegebenenfalls niedrige Alkohole, wie
z. B. Methanol-, Ethanol- und Isopropanol-denaturierte
Alkohole, verwendet werden. In jedem Fall wird für den Zweck
einer vollständigen Entfernung des Lösungsmittels im
Verfestigungssystem vorzugsweise ein Lösungsmittel verwendet,
das schließlich durch Wasser ersetzt werden kann. Für den
Fall, daß Wasser als Verfestigungsmedium verwendet wird, kann
z. B. ein Produkt erhalten werden, das eine Struktur aufweist,
die normalerweise im Teil nahe der äußeren Oberfläche rauher
ist als im Teil nahe der inneren Oberfläche, und die innere
Oberfläche, an der von der Innenseite her überhaupt keine
Verfestigung appliziert wird, kann die obige rauhe
Oberflächenstruktur besitzen, die konkave Flächen mit einem
Durchmesser von ca. 1 bis 100 um umfaßt, die für den inneren
Film notwendig sind, um ohne Ausbildung einer heterogenen
dichten Schicht dünn und stabil zu bleiben. Die konkaven
Flächen sind zur Vacuole im Inneren offen und können zur
Stabilität der Intima beitragen.
-
Das resultierende verfestigte geformte Produkt kann, nachdem
das Lösungsmittel davon sorgfältig entfernt wurde, nach
Lufttrocknung oder erzwungener Trocknung sterilisiert werden,
oder kann durch eine physiologische Salzlösung substituiert
werden, wenn es im feuchten Zustand ist, und dann in einem
Autoklaven oder durch Gamma-Strahlen sterilisiert werden.
-
Wenn Polyurethan oder Polyurethan-Harnstoff verwendet wird,
kann der porösen Struktur eine gewünschte Komplianz (c)
verliehen werden, die mit der folgenden Formel definiert
werden kann:
-
worin Vo das interne Volumen eines gemessenen Blutgefäßes unter
einem internen Druck von 50 mmHg ist; Δ P ist ein veränderter
Anteil von 100 mmHg, wenn der interne Druck von 50 mmHg auf
150 mmHg verändert wird; und Δ V ist das erhöhte innere
Volumen des gemessenen Blutgefäßes, wenn der innere Druck von
50 mmHg auf 150 mmHg verändert wird.
-
Wenn die durch den vorstehend angegebenen Wert definierte
Komplianz größer als 65% ist, kann allmählich eine
irreversible Expansion innerer Hohlräume aufgrund wiederholt
applizierter Spannung des Blutdruckes während Langzeit-Enthese
verursacht werden. Wenn ihr Wert sehr niedrig ist,
insbesondere 1% oder weniger, kann eine abnormale Expansion
an der Seite eines Blutgefäßes des Empfängers hervorgerufen
werden, und als Ergebnis kann der Blutdurchfluß in der
Nachbarschaft eines verbundenen Teils gestört werden, um einen
Hauptgrund für eine Hypertrophie der Intima und des
vereinigten Anteils zu ergeben.
-
Die Dicke der Extrudierung und die Polymerkonzentration in der
Lösung sollten deshalb vorzugsweise im Voraus in der Weise
eingestellt werden, daß die obige Komplianz normalerweise 1
bis 65%, vorzugsweise 3 bis 20%, und insbesondere 3 bis 10%
beträgt.
-
Der Kernstab kann auch im Voraus mit einem
Verstärkungsmaterial, z. B. einem Polyester-Geflecht,
beschichtet sein, bevor das erfindungsgemäße Verfahren
durchgeführt wird, wodurch das obige Verstärkungsmaterial in
der Innenseite eingebettet sein kann, oder alternativ dazu
kann der Kernstab mit einem anderen Material dünn beschichtet
werden, bevor das erfindungsgemäße Verfahren durchgeführt
wird.
-
Die Erfindung wird nachfolgend detaillierter durch Beispiele
beschrieben, ohne die Erfindung durch diese Beispiele zu
beschränken.
-
Wenn nicht anders angegeben, beziehen sich "%" nachfolgend auf
"Gew.-%".
Beispiel 1
-
Polytetramethylenglycol, das an beiden Enden mit
Hydroxylgruppen terminiert ist, und mit einem Molekulargewicht
von 1650, wurde mit 4,4'-Diphenylmethan-diisocyanat umgesetzt,
um ein an beiden Enden Isocyanat-terminiertes Prepolymer zu
ergeben, das einer Kettenverlängerung unter Verwendung von
Butandiol unterworfen wurde, um Polyurethan zu synthetisieren.
Das so synthetisierte Polyurethan wurde durch wiederholte
dreimalige Wiederausfällung in einem Tetrahydrofuran/Ethanol-
System gereinigt. Das gereinigte Polyurethan wurde in
Dimethylacetamid gelöst, um eine 18.3%-ige Lösung zu ergeben.
-
Aus der runden Öffnung mit einem Durchmesser von 10 mm wurde
ein rostfreier Stahlstab mit einem Durchmesser von 8 mm, der
genau konzentrisch mit dieser Öffnung angebracht wurde, mit
konstanter Geschwindigkeit nach vorne geführt, und die obige
Polyurethan-Lösung wurde gleichförmig aus dem gleichförmigen
Spalt zwischen dem nach vorne geführten rostfreien Stahlstab
und der Öffnung extrudiert, so daß die Lösung über die gesamte
periphere Oberfläche des Stabes gleichmäßig verteilt war, und
der Stab wurde dann in Wasser von 30ºC geführt, um eine
Verfestigung zu bewirken. Da der Kern einen rostfreien
Stahlstab umfaßt, wird die Verfestigung nur an der Außenseite
bewirkt. Nach 3 Stunden wurde der Stab entnommen und über
Nacht in fließendes Wasser getaucht, um das Lösungsmittel zu
entfernen. Vom rostfreien Stahlstab wurde eine so verfestigte
Polyurethan-Röhre abgezogen und dann luftgetrocknet.
-
Die resultierende Polyurethan-Röhre besaß eine poröse Struktur
von milchig-weißer Farbe, und der Querschnitt seiner
Röhrenwand war in einem solchen Zustand, das eine große Anzahl
Vacuolen-artiger Wände, die Vacuolen bilden, kontinuierlich
verbunden war. Die Röhrenwand war 0.1 mm dick und besaß einen
inneren Durchmesser von 7 mm, mit einer leichten Schrumpfung,
die zur Zeit des Lufttrocknens erzeugt wurde. Es war keine
heterogene Oberflächenschicht an der inneren Oberfläche der
Röhrenwand des so erhaltenen künstlichen Blutgefäßes aus
Polyurethan vorhanden, und außerdem war keine der Vacuolen
offen und direkt der inneren Oberfläche der Röhrenwand
ausgesetzt. Die innere Oberfläche der Röhrenwand hatte deshalb
eine mikroskopisch schwammige Struktur, in der kleine Poren
vorhanden waren, wie im Falle der Vacuolen-artigen Wände in
der inneren Textur dieses künstlichen Blutgefäßes. Eine
Raster-elektronenmikroskopische Beobachtung mit einer
Vergrößerung von 200 bestätigte, daß die innere Oberfläche
der Röhrenwand im wesentlichen die gleiche physikalische
Struktur wie die Vacuolen-artigen Wände in der inneren Textur
dieses künstlichen Blutgefäßes besaßen, und es wurde kein
Unterschied zwischen den beiden gesehen. Die innere Oberfläche
der Röhrenwand dieses künstlichen Blutgefäßes hatte eine
Struktur, die keine Wirbelbildung des Blutdurchflusses
verursachten sollte, was angenommen wird, wenn die Vacuolen
offen sind und direkt der inneren Oberfläche der Röhrenwand
ausgesetzt sind. Die Vacuolen waren außerdem im Inneren der
Röhre relativ größer, und relativ kleiner in der Nachbarschaft
zur äußeren Oberfläche der Röhrenwand. Der Wert der Komplianz
betrug 45%. Die in diesem Beispiel erhaltene Polyurethan-
Röhre wurde mit Wasser gefüllt, das unter einem positiven
Druck von 120 mmHg gehalten wurde. Eine Kanüle
(Nadeldurchmesser: 1.5 mm), die für eine extrakorporale
Blutzirkulation in einer künstlichen Dialyse verwendet wird,
wurde 150 mal an verschiedenen Stellen, die sich über 15 cm
der obigen Röhre erstreckten, eingesteckt, um den Zustand
eines Ausleckens von Wasser zu prüfen. Sogar bei einem 150-
maligen Einstechen wurde kein Auslecken von Wasser
festgestellt.
Beispiel 2
-
Es wurde das gleiche Experiment wie in Beispiel 1
durchgeführt, mit der Ausnahme, daß in diesem Beispiel ein
rostfreier Stahl mit einem Außendurchmesser von 4 mm verwendet
wurde. Als Ergebnis wurde eine Röhre erhalten, mit einem
Röhrenwand-Innendurchmesser von 3.2 mm, einer Röhrenwand-Dicke
von 0.5 mm, und der Komplianz C = 64%, wobei die innere
Textur der Tubenwand so strukturiert war, daß eine große Zahl
von Vacuolen-artigen Wänden, die Vacuolen bildeten,
kontinuierlich verbunden war.
-
Die innere Oberfläche der Röhrenwand der Röhre gemäß diesem
Beispiel bestand aus den obigen kontinuierlich verbundenen
Vacuolen-artigen Wänden, wie dies auch der Fall bei der Röhre
gemäß Beispiel 1 ist, und an der inneren Oberfläche war keine
Oberflächenschicht (eine dichtere Schicht) vorhanden.
-
Diese Röhre wurde als künstliches Blutgefäß verwendet, das
durch Ende-an-Ende-Vernähung an die Darmbeinarterie und die
Oberschenkelknochenarterie eines erwachsenen Hundemischlings
transplantiert wurde. Die Anastomose wurde mit geeigneter
Flexibilität und Komplianz (39%) leicht durchgeführt, und es
wurde kein Bluten aus den vernähten Anteilen festgestellt. Die
Experimente wurden in sechs Fällen unter den gleichen
Bedingungen durchgeführt, aber jedes der transplantierten
Blutgefäße war sogar noch nach 16 Monaten durchgänglich.
Beispiel 3
-
Ein an seinen beiden Enden mit Hydroxylgruppen terminiertes
Polytetramethylenglycol mit einem Molekulargewicht von 1650
wurde mit 4,4'-Diphenylmethan-diisocyanat umgesetzt, und ergab
ein an beiden Enden Isocyanat-terminiertes Prepolymer, das zur
Synthese von Polyurethan unter Verwendung von Butandiol einer
Kettenverlängerung unterworfen wurde. Das so erhaltene
Polyurethan wurde durch dreimalige wiederholte Ausfällung in
einem Tetrahydrofuran/Ethanol-System gereinigt. Das gereinigte
Polyurethan wurde in Dimethylacetamid zu einer 20.0%-igen
Lösung gelöst.
-
Aus einer runden Öffnung mit einem Durchmesser von 10 mm wurde
ein rostfreier Stahlstab mit einem Durchmesser von 7 mm, der
präzise konzentrisch zu dieser Öffnung angeordnet wurde, mit
konstanter Geschwindigkeit ausgeführt, und die obige
Polyurethan-Lösung wurde gleichförmig aus dem gleichförmigen
Spalt zwischen dem nach vorne gezogenen Stahlstab und der
Öffnung gleichförmig extrudiert, damit die Lösung über die
gesamte periphere Oberfläche des Stabes verteilt wurde, und
der Stab wurde dann in Wasser von 20ºC geführt, um eine
Verfestigung zu bewirken. Da der Kern einen rostfreien
Stahlstab umfaßt, wurde die Verfestigung nur von der
Außenseite bewirkt. Nach 10 Stunden wurde der Stab
herausgenommen und über Nacht in fließendes Wasser
eingetaucht, um das Lösungsmittel zu entfernen. Vom rostfreien
Stahlstab wurde eine so verfestigte Polyurethan-Röhre
abgezogen und luftgetrocknet. Die resultierende Polyurethan-
Röhre besaß eine poröse Struktur von milchig-weißer Farbe, und
der Querschnitt ihrer Röhrenwand war in einem solchen Zustand,
das eine große Zahl Vacuolen-artiger Wände, die die Vacuolen
bilden, kontinuierlich verbunden war. Die Röhrenwand war
1.1 mm dick und besaß einen Innendurchmesser von 6.5 mm, mit
einer leichten Schrumpfung, die zur Zeit des Lufttrocknens
erzeugt wurde. An der inneren Oberfläche der Röhrenwand des so
erhaltenen künstlichen Blutgefäßes aus Polyurethan war keine
heterogene Oberflächenschicht vorhanden, und jede der Vacuolen
war nicht offen, und direkt offen zur inneren Oberfläche der
Röhrenwand gerichtet. Die innere Oberfläche der Röhrenwand
hatte deshalb eine mikroskopisch schwammartige Struktur, in
der kleine Poren vorhanden waren, wie im Falle der
Vacuolenartigen Wände in der inneren Textur dieses künstlichen
Blutgefäßes. Eine Raster-elektronenmikroskopische Beobachtung
bei 200-facher Vergrößerung bestätigte, daß die innere
Oberfläche der Röhrenwand im wesentlichen die gleiche
physikalische Struktur wie die Vacuolen-artigen Wände in der
inneren Textur dieses künstlichen Blutgefäßes besaß, und
zwischen beiden kein Unterschied gesehen wurde. Die innere
Oberfläche der Röhrenwand dieses künstlichen Blutgefäßes hatte
die Struktur, die keine Verwirbelung des Blutdurchflusses
verursachen sollte, was angenommen wird, wenn die Vacuolen
offen sind, und direkt zur inneren Oberfläche der Röhrenwand
gerichtet sind. Die Vacuolen waren außerdem im Inneren der
Röhre relativ größer, und in der Nachbarschaft der äußeren
Oberfläche der Röhrenwand relativ kleiner. Der Wert der
Komplianz betrug 25%. Die in diesem Beispiel erhaltene
Polyurethan-Röhre wurde mit Wasser gefüllt, das unter einem
positiven Druck von 275 mmHg gehalten wurde, aber es wurde
kein Aussickern von Wasser aus der Röhrenwand festgestellt.
Beispiel 4
-
Es wurde das gleiche Experiment wie im Beispiel 3
durchgeführt, mit der Ausnahme, daß in diesem Beispiel ein
rostfreier Stahl mit einem Außendurchmesser von 4.5 mm
verwendet wurde. Als Ergebnis wurde eine Röhre mit einem
Röhrenwand-Innendurchmesser von 4.0 mm, einer Röhrenwand-Dicke
von 0.5 mm und der Komplianz C = 19% erhalten, wobei die
innere Textur der Röhrenwand so strukturiert war, daß eine
große Zahl von die Vacuolen bildenden Vacuolen-artigen Wänden
kontinuierlich verbunden war.
-
Die innere Oberfläche der Röhrenwand der Röhre gemäß diesem
Beispiel bestand aus den vorstehenden kontinuierlich
verbundenen Vacuolen-artigen Wänden, wie dies bei der Röhre
gemäß Beispiel 3 der Fall ist, und an der inneren Oberfläche
war keine Oberflächenschicht (eine dichtere Schicht)
vorhanden.
-
Diese Röhre wurde als künstliches Blutgefäß verwendet, das
durch Ende-an-Ende-Vernähung an die Darmbeinarterie und die
Oberschenkelarterie eines erwachsenen Hundemischlings
transplantiert wurde.
-
Im Vergleich zu einem kommerziell erhältlichen künstlichen
Blutgefäß aus Teflon wurde ein besserer Durchgang von Nadeln
und Adhäsion gegenüber Blutgefäßen des Empfängers erhalten,
und nach der Operation trat an allen Nadelstichen und
verbundenen Teilen unter systemischer Heparinisierung von 1000
Einheiten kein Bluten auf. In Experimenten unter Verwendung
von drei Fällen wurde in allen Fällen eine gute
Durchgänglichkeit nach Ablauf von 18 Monaten festgestellt.
Vergleichsbeispiel 1
-
Unter Verwendung der im Beispiel 1 verwendeten Polyurethan-
Lösung wurde die Lösung aus einer ringförmigen Düse
(Dimensionen des Lösungsauslasses: 3 mm Innendurchmesser, 5 mm
Außendurchmesser) mit einer Geschwindigkeit von ca.
40 cm/Minute unter Verwendung einer Zahnradpumpe extrudiert
und gleichzeitig Wasser, das vorher entlüftet wurde, aus dem
inneren Zentrum der in der ringförmigen Form extrudierten
Lösung ausgetragen. Die Austragsmenge des Wassers betrug das
1.2-fache der extrudierten Menge der Polyurethan-Lösung. Ein
linearer Körper, der unter Einschluß dieses Wassers im Inneren
extrudiert wurde, wurde sofort in Wasser geführt, um das
Polyurethan in Form einer Röhre zu verfestigen, die dann 1
Stunde stehen gelassen wurde.
-
Die so erhaltene Röhre besaß einen Innendurchmesser von ca.
3 mm, einen Außendurchmesser von ca. 4.2 mm, und, da sie von
beiden Seiten, der Innenseite und Außenseite, verfestigt
wurde, Oberflächenschichten sowohl an der inneren Oberfläche
als auch an der äußeren Oberfläche der Röhrenwand, die
verschieden sind von, und dichter als die innere Textur der
Röhrenwand. Dies ist ein unterscheidbares Merkmal, das
verschieden ist von den in den vorstehend genannten Beispielen
1 und 2 erhaltenen Röhren. Die in den Beispielen 1 und 2
erhaltenen Röhren besaßen an der inneren Oberfläche der
Röhrenwand keine Oberflächenschicht, und besaßen nur an der
äußeren Oberfläche eine dünne Oberflächenschicht. Dagegen
zeigte die Röhre gemäß diesem Vergleichsbeispiel eine
schwammartige Struktur, die im Hinblick auf das Aussehen eines
Querschnittes der Röhrenwand ähnlich der im Beispiel 2 war.
Unter Verwendung der Röhre gemäß diesem Vergleichsbeispiel
wurde unter den gleichen Bedingungen wie im Beispiel eine
Transplantation bei erwachsenen Hundemischlingen durchgeführt.
Unter vier Fällen von transplantierten Blutgefäßen trat in
drei Fällen nach einem Monat Verstopfung auf, und in einem
Fall nach drei Monaten.
-
Die Hunde wurden getötet, und Autopsien an den Nieren zeigten,
daß in den Kapillaren der Nieren Verstopfung auftrat. Ahnliche
Autopsien wurden bei den Hunden im Beispiel 2 gemacht, aber es
wurde in den Nieren keine Abnormalität beobachtet.
Vergleichsbeispiel 2
-
Unter Verwendung der im Beispiel 3 verwendeten Polyurethan-
Lösung wurde die Lösung aus einer ringförmigen Düse
(Dimensionen des Lösungsauslasses: 3 mm Innendurchmesser, 5 mm
Außendurchmesser) unter Verwendung einer Zahnradpumpe
extrudiert und zur gleicher Zeit Wasser, das vorher entlüftet
wurde, aus dem inneren Zentrum der in der ringförmigen Form
extrudierten Lösung abgeführt. Die abgeführte Menge an Wasser
betrug das 1.2-fache der extrudierten Menge der Polyurethan-
Lösung. Ein unter Einschluß dieses Wassers in seinem Inneren
extrudierter linearer Körper wurde sofort in Wasser geführt,
um das Polyurethan in der Form einer Röhre zu verfestigen, die
dann eine Stunde stehen gelassen wurde.
-
Die so erhaltene Röhre besaß einen Innendurchmesser von ca.
3.3 mm, einen Außendurchmesser von ca. 4.8 mm, und besaß, da
sie von beiden Seiten (der Innen- und Außenseite) verfestigt
wurde, sowohl an der inneren Oberfläche als auch an der
äußeren Oberfläche der Röhrenwand Oberflächenschichten, die
verschieden und dichter als die Innentextur der Röhrenwand
waren. Dies ist ein unterscheidbares Merkmal, das von den in
den vorstehend genannten Beispielen 3 und 4 erhaltenen Röhren
verschieden ist. Die in den Beispielen 3 und 4 erhaltenen
Röhren besaßen an der inneren Oberfläche der Röhrenwand keine
Oberflächenschicht, und besaßen nur an der äußeren Oberfläche
eine dünne Oberflächenschicht. Dagegen zeigte die Röhre gemäß
diesem Vergleichsbeispiel im Hinblick auf das Aussehen eines
Querschnittes der Röhrenwand ähnlich wie im Beispiel 4 eine
schwammartige Struktur. Eine Prüfung des longitudinalen
Querschnittes der Röhre ergab, daß sie abgeflacht war und die
beiden rechtwinkelig zueinander stehenden Innendurchmesser X
und Y besaßen ein Verhältnis von X/Y = 1.30. Unter Verwendung
der Röhre dieses Vergleichsbeispiels wurde unter den gleichen
Bedingungen wie im Beispiel 4 eine Transplantation bei
erwachsenen Hundemischlingen durchgeführt. Unter zwei Fällen
von transplantierten Blutgefäßen trat in einem Fall nach drei
Monaten Verstopfung auf. In einem anderen Fall wurde der Hund
getötet und als Ergebnis einer Untersuchung wurde an dem
vereinigten Abschnitt ein Pannus von ca. 1 mm beobachtet, und
um diesen waren in großer Menge neue Thromben ausgebildet.
Beispiel 5
-
Aus einem an seinen beiden Enden mit Hydroxylgruppen
terminierten Polytetramethylenglycol mit einem
Molekulargewicht von 1890 und
4,4'-Dicyclohexylmethandiisocyanat wurde gemäß einem konventionellen Verfahren ein an
beiden Enden mit Isocyanatgruppen terminiertes Prepolymer
hergestellt, das zur Synthese von Polyurethan-Harnstoff unter
Verwendung von Ethylendiamin einer Kettenverlängerung
unterworfen wurde. Der Polyurethan-Harnstoff wurde durch
dreimalige wiederholte Ausfällung in einem
Dimethylformamid/Ethanol-System gereinigt.
-
Dieser Polyurethan-Harnstoff wurde in Dimethylformamid zu
einer Lösung einer Konzentration von 20% gelöst. Ein
rostfreier Stahlstab mit einem Außendurchmesser von 5 mm wurde
konzentrisch aus einer Öffnung mit einem Durchmesser von
7.2 mm ausgeführt und die obige Lösung gleichförmig aus dem
gleichförmigen Spalt, der zwischen dem ausgeführten rostfreien
Stahlstab und der Öffnung definiert wurde, extrudiert, damit
die Lösung über die gesamte periphere Oberfläche des Stabes
verteilt wurde, und der Stab wurde dann in Wasser von 10ºC
geführt, während die Fließgeschwindigkeit der Polyurethan-
Lösung und der Extrudiergeschwindigkeit des rostfreien
Stahlstabes synchronisiert wurden. Die so extrudierte Röhre
aus Polyurethan-Harnstoff wurde langsam von der Außenseite,
nämlich der äußeren Oberfläche her verfestigt, wobei sich nach
ca. 30 Minuten um den rostfreien Stahlstab ein Polyurethanfilm
ausbildete. Dieser wurde zur Vervollständigung der
Verfestigung 24 lang stehen gelassen, und dann 20 Stunden lang
in fließendes Wasser eingetaucht, um das Dimethylformamid
vollständig zu entfernen. Die resultierende Röhre aus
Polyurethan-Harnstoff wurde von dem rostfreien Stahlstab
abgezogen und bei Raumtemperatur luftgetrocknet.
-
Diese Röhre aus Polyurethan-Harnstoff besaß nach dem Trocknen
einen Innendurchmesser von 3.6 mm und eine Röhrenwand-Dicke
von 0.6 mm, und der Querschnitt der Röhrenwand besaß im
wesentlichen eine Struktur, bei der eine große Zahl
Vacuolenartiger, die Vacuolen bildender Wände über seinen gesamten
Bereich kontinuierlich verbunden war, mit Ausnahme einer
dünnen Oberflächenschicht an der äußeren Oberfläche der
Röhrenwand. Spezifischer ausgedrückt war die Struktur des
Querschnittes der Röhrenwand ähnlich wie der der Röhre gemäß
Beispiel 1 in einem solchen Zustand, daß eine große Zahl
Vacuolen-artiger, die Vacuolen bildender Wände mit Ausnahme
der obigen Oberflächenschicht kontinuierlich verbunden war,
und die innere Oberfläche davon umfaßte diese kontinuierlich
verbundenen Vacuolen-artigen Wände. Der Wert der Komplianz des
künstlichen Blutgefäßes gemäß diesem Beispiel betrug 62%.
-
Diese Röhre besaß eine geeignete Weichheit, Elastizität und
Komplianz und war leicht zu handhaben. Unter Verwendung dieser
Röhre als künstliches Blutgefäß wurde eine Arterien-Venen-
Bypass-Operation durchgeführt, um es als Bypass zwischen die
Oberschenkelarterie und die Oberschenkelvene eines erwachsenen
Hundemischlings zu transplantieren. Die Verbindung war die
gemäß einer Ende-an-Ende-Verbindung, und der Bypass hatte eine
Gesamtlänge von 20 cm. Es wurden sehr gute Vernähungs-
Eigenschaften erhalten, mit einem leichten Durchgang einer
Nadel und ohne Blutaussickerung nach dem Vernähen. Die Bypass-
Röhre war sogar nach 6 Monaten noch durchgänglich.
Beispiel 6
-
Aus einem an seinen beiden Enden mit Hydroxylgruppen
terminierten Polytetramethylenglycol mit einem
Molekulargewicht von 1890 und
4,4'-Dicyclohexylmethandiisocyanat wurde ein an beiden Enden mit Isocyanatgruppen
terminiertes Prepolymer gemäß einem konventionellen Verfahren
hergestellt, und das Prepolymer dann zur Synthese von
Polyurethan-Harnstoff unter Verwendung von Ethylendiamin einer
Kettenverlängerung unterworfen. Der Polyurethan-Harnstoff
wurde durch dreimalige wiederholte Ausfällung in einem
Dimethylformamid/Ethanol-System gereinigt.
-
Dieser Polyurethan-Harnstoff wurde in Dimethylformamid zu
einer Lösung einer Konzentration von 33% gelöst (Viskosität
bei 20ºC: 4300 Poises). Ein rostfreier Stahlstab mit einem
Außendurchmesser von 5 mm wurde konzentrisch aus einer Öffnung
mit einem Durchmesser von 8.0 mm ausgeführt, und die obige
Lösung wurde gleichförmig aus dem gleichförmigen Spalt, der
zwischen dem so ausgeführten, rostfreien Stahlstab und der
Öffnung definiert wurde, extrudiert, damit die Lösung sich
über die gesamte periphere Oberfläche des Stabes verteilen
konnte, und der Stab wurde dann in Wasser von 20ºC geführt,
während die Fließgeschwindigkeit der Polyurethan-Lösung und
die Extrudiergeschwindigkeit des rostfreien Stahlstabes
synchronisiert wurden. Die so extrudierte Röhre aus
Polyurethan-Harnstoff wurde langsam von der Außenseite her,
nämlich der äußeren Oberfläche her, verfestigt, wobei sich
nach ca. 30 Minuten um den rostfreien Stahlstab ein weißer
Polyurethanfilm ausbildete. Dieser wurde zur Vervollständigung
der Verfestigung 24 Stunden lang stehen gelassen, dann 20
Stunden lang zur vollständigen Entfernung von Dimethylformamid
in fließendes Wasser getaucht. Die resultierende Röhre aus
Polyurethan-Harnstoff wurde vom rostfreien Stahlstab abgezogen
und bei Raumtemperatur luftgetrocknet.
-
Diese Röhre aus Polyurethan-Harnstoff besaß nach dem Trocknen
einen Innendurchmesser von 4.4 mm und eine Röhrenwanddicke von
0.6 mm, und der Querschnitt der Röhrenwand besaß im
wesentlichen eine Struktur, bei der eine große Zahl
Vacuolenartiger Wände, die die Vacuolen bilden, kontinuierlich über
den gesamten Körper verbunden war, mit Ausnahme einer dünnen
Oberflächenschicht an der äußeren Oberfläche der Röhrenwand.
Spezifischer angegeben besaß die Querschnittsstruktur der
Röhrenwand, ähnlich wie die Röhre gemäß Beispiel 3, eine große
Zahl von die Vacuolen-bildenden kontinuierlich verbundenen
Vacuolen-artigen Wänden, mit der Ausnahme der obigen
Oberflächenschicht, und die innere Oberfläche umfaßte
kontinuierlich verbundene Vacuolen-artige Wände. Der Wert der
Komplianz des künstlichen Blutgefäßes gemäß diesem Beispiel
betrug 25%.
-
Die Röhre hatte eine geeignete Weichheit, Elastizität und
Komplianz, und war leicht zu handhaben. Unter Verwendung
dieser Röhre als künstliches Blutgefäß wurde eine Arterien-
Venen-Bypass-Operation durchgeführt, um sie als Bypass
zwischen die Oberschenkelarterie und die Oberschenkelvene
eines erwachsenen Hundemischlings zu transplantieren. Die
Verbindung war gemäß einer Ende-an-Ende-Verbindung, und der
Bypass hatte eine Gesamtlänge von 20 cm. Es wurden sehr gute
Vernähungseigenschaften festgestellt, mit einem leichten
Durchgang einer Nadel, und ohne Blutaussickerung nach der
Vernähung. Die vorliegende Bypass-Röhre war sogar nach Ablauf
von 6 Monaten noch durchgänglich.
Vergleichsbeispiel 3
-
In die Lösungen von Polyurethan und Polyurethan-Harnstoff, wie
sie im Beispiel 1 und Beispiel 5 verwendet wurden, wurden
rostfreie Stahlstäbe mit einem Außendurchmesser von 4 mm bzw.
5 mm einem konventionellen bekannten Verfahren unterworfen,
nämlich einem Tauch- und Trocknungsverfahren, das 10 mal oder
öfter wiederholt wurde, um entsprechende Röhren aus
Polyurethan und Polyurethan-Harnstoff zu erhalten.
-
Diese Röhren waren transparent und die innere Textur ihrer
Röhrenwände besaß, unterschiedlich zu den Röhren gemäß
obiger Beispiele keine Struktur auf, bei der eine große Zahl
Vacuolen-artiger, die Vacuolen-bildende Wände kontinuierlich
verbunden war, und der Großteil der Textur war ziemlich dicht.
Die Röhren waren hart, hatten eine schlechte Flexibilität und
wiesen keine Komplianz auf.
-
Für den Vergleich wurden diese Röhren des Vergleichsbeispiels
3 bei erwachsenen Hundemischlingen in der gleichen Weise wie
in den Beispielen 2 und 5 beschrieben transplantiert, waren
aber aufgrund der Härte und schlechten Flexibilität hart zu
vernähen. Aus den Nadelstichöffnungen trat nach dem Vernähen
ein Aussickern von Blut auf, was nach einer Woche zur
Verstopfung der transplantierten Röhren führte.
Vergleichsbeispiel 4
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In die Lösungen von Polyurethan und Polyurethan-Harnstoff, wie
sie im Beispiel 3 und Beispiel 6 verwendet wurden, wurden
rostfreie Stahlstäbe mit einem Außendurchmesser von 4 mm bzw.
5 mm einem konventionellen bekannten Verfahren unterworfen,
nämlich einem Tauch- und Trocknungsverfahren, das 10 mal oder
öfter wiederholt wurde, um entsprechende Röhren aus
Polyurethan und Polyurethan-Harnstoff zu erhalten.
-
Diese Röhren besaßen Transparenz, und die innere Textur ihrer
Röhrenwände umfaßte, im Unterschied zu den Röhren gemäß den
obigen Beispielen, keine große Zahl von Vacuolen-artigen, die
Vacuolen-bildende Wände, die kontinuierlich verbunden waren,
sondern der Großteil der Textur war ziemlich dicht. Die Röhren
waren hart, besaßen eine schlechte Flexibilität und zeigten
keine Komplianz.
-
Zum Vergleich wurden diese Röhren des Vergleichsbeispiels 4
bei erwachsenen Hundemischlingen in der gleichen Weise wie in
den Beispielen 4 und 6 transplantiert, waren aber aufgrund
ihrer Härte und schlechten Flexibilität schlecht zu vernähen.
Aus den Nadelstichöffnungen trat nach dem Vernähen ein
Aussickern von Blut auf, was nach einer Woche zur Verstopfung
der transplantierten Röhren führte.
Vergleichsbeispiel 3
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Die in Beispiel 6 verwendete Lösung wurde aus einer
ringförmigen Düse des gleichen Typs, wie sie im
Vergleichsbeispiel 2 verwendet wurde, extrudiert, und ins
Innere wurde auf ähnliche Weise Wasser gegossen.
-
Aufgrund der hohen Viskosität der Lösung stieg der
Extrusionsstaudruck auf 8 kg/cm³. An der äußeren Oberfläche
der resultierenden Röhre wurden Abflußflecken festgestellt,
und auch der innere Durchmesser veränderte sich cyklisch im
Bereich von 3.0 bis 3.5 mm.
Beispiel 7
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Die gleiche Lösung wie im Beispiel 3 wurde unter Verwendung
der gleichen Düse und des gleichen rostfreien Stahlstabes
extrudiert und durch einen Trockenabschnitt einer Länge von
200 mm geleitet, und danach in das Verfestigungsmedium
eingeführt.
-
Die im vorliegenden Beispiel erhaltene Röhre hatte eine äußere
Oberfläche, die im Vergleich zu der im Beispiel 3 erhaltenen
eine bessere Weichheit aufwies, so daß bei Messung des äußeren
Durchmessers der Röhre mit einer Länge von 10 cm, die alle
5 mm abgeschnitten wurde, das Konfidenzinterval 7.55 bis 7.67
betrug, während es 7.43 bis 7.75, mit größerer Abweichung, im
Fall, bei dem kein Trockenabschnitt vorgesehen wurde, betrug.
Beispiel 8
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Die gleiche Lösung wie im Beispiel 3 wurde unter Verwendung
der gleichen Düse und des gleichen rostfreien Stahlstabes
extrudiert, durch einen Trockenabschnitt einer Länge von
100 mm mit einer Geschwindigkeit von 50 mm/Sekunde
hindurchgeführt, und dann in ein Verfestigungsmedium geführt.
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Nach Verfestigung über Nacht in einem Medium aus fließendem
Wasser wurde der Kernstab herausgenommen, und das Produkt 30
Minuten lang in kochendem Wasser gekocht, und danach bei 45ºC
getrocknet. Das resultierende künstliche Blutgefäß hatte die
Form einer geraden Röhre ohne Biegung oder Knie, und auch ohne
Deformation, wie z. B. einer Faltenbildung der Oberfläche.
Vergleichsbeispiel 6
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Das Beispiel 8 wurde wiederholt, mit der Ausnahme, daß die
Durchtrittsgeschwindigkeit durch den Trockenabschnitt
320 mm/Sekunde betrug, um ein getrocknetes künstliches
Blutgefäß zu erhalten. Dieses schrumpfte in longitudinaler
Richtung, und an seiner äußeren Oberfläche wurde eine große
Zahl feiner Falten festgestellt.
Beispiel 9
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Das in Beispiel 3 verwendete Polyurethan wurde in
Dimethylacetamid zu einer 10%-igen Lösung gelöst. Diese
Lösung wurde unter Verwendung eines vorher mit einem
Polyestergewebe beschichteten rostfreien Stahlstabes mit einem
Außendurchmesser von 5 mm und einer Düse mit einem Durchmesser
von 7 mm geformt.
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Das Polyestergewebe war vollständig mit der Polyurethan-Lösung
befeuchtet, das in den inneren Querschnitt eingebettet war,
und war zur inneren Oberfläche und äußeren Oberfläche nicht
exponiert.
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Diese Röhre besaß einen Komplianzwert von 4%, und es wurde
sogar unter interner Applikation eines Druckes von 500 mmHg
während eines Monats keine irreversible morphologische
Veränderung festgestellt.
Beispiel 10
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Ein unter den gleichen Bedingungen wie im Beispiel 7
ausgeführter Kernstab wurde in eine physiologische Salzlösung
eingeführt, darin über Nacht eingetaucht, mit fließendem
Wasser gewaschen, und getrocknet. Die resultierende Röhre
hatte im Vergleich mit der im Beispiel 7 erhaltenen eine
äußere Oberfläche mit bemerkenswert wenig Unregelmäßigkeiten,
und es wurde sogar bei einer 5000-fachen Vergrößerung fast
keine Unebenheit festgestellt.
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Gemäß der Erfindung wird deshalb eine medizinische Röhre mit
einer hervorragenden Langzeit-Durchgänglichkeit
bereitgestellt.