Nothing Special   »   [go: up one dir, main page]

NO168083B - Vevsprotese av et poroest vevproteselegeme samt en fremgangsmaate for fremstilling derav - Google Patents

Vevsprotese av et poroest vevproteselegeme samt en fremgangsmaate for fremstilling derav Download PDF

Info

Publication number
NO168083B
NO168083B NO870809A NO870809A NO168083B NO 168083 B NO168083 B NO 168083B NO 870809 A NO870809 A NO 870809A NO 870809 A NO870809 A NO 870809A NO 168083 B NO168083 B NO 168083B
Authority
NO
Norway
Prior art keywords
gelatin
diisocyanate
impregnation
prosthesis
cross
Prior art date
Application number
NO870809A
Other languages
English (en)
Other versions
NO168083C (no
NO870809D0 (no
NO870809L (no
Inventor
Peter Fleckenstein
Heinz Helmut Werner
Original Assignee
Braun Melsungen Ag
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Braun Melsungen Ag filed Critical Braun Melsungen Ag
Publication of NO870809D0 publication Critical patent/NO870809D0/no
Publication of NO870809L publication Critical patent/NO870809L/no
Publication of NO168083B publication Critical patent/NO168083B/no
Publication of NO168083C publication Critical patent/NO168083C/no

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/507Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials for artificial blood vessels
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02Prostheses implantable into the body
    • A61F2/04Hollow or tubular parts of organs, e.g. bladders, tracheae, bronchi or bile ducts
    • A61F2/06Blood vessels
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61LMETHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/28Materials for coating prostheses
    • A61L27/34Macromolecular materials
    • YGENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10STECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S128/00Surgery
    • Y10S128/08Collagen
    • YGENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10STECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S623/00Prosthesis, i.e. artificial body members, parts thereof, or aids and accessories therefor
    • Y10S623/901Method of manufacturing prosthetic device
    • YGENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10STECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10S623/00Prosthesis, i.e. artificial body members, parts thereof, or aids and accessories therefor
    • Y10S623/92Method or apparatus for preparing or treating prosthetic
    • Y10S623/921Blood vessel
    • YGENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10TTECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T428/00Stock material or miscellaneous articles
    • Y10T428/31504Composite [nonstructural laminate]
    • Y10T428/31551Of polyamidoester [polyurethane, polyisocyanate, polycarbamate, etc.]
    • Y10T428/31565Next to polyester [polyethylene terephthalate, etc.]

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Gastroenterology & Hepatology (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Facsimile Transmission Control (AREA)
  • Polymerisation Methods In General (AREA)
  • Manufacturing Of Magnetic Record Carriers (AREA)
  • Manufacture Of Macromolecular Shaped Articles (AREA)
  • Manufacture Of Porous Articles, And Recovery And Treatment Of Waste Products (AREA)

Description

Foreliggende oppfinnelse angår en i og for seg porøs vevprotese som ved impregnering er avtettet med fornettet gelatin.
Oppfinnelsen angår videre en fremgangsmåte for fremstilling derav.
Vevproteser for erstatning av hulorganer hos mennesker og dyr, spesielt blodkar, har vært kjent lenge. De består som regel av et tekstilmateriale, for eksempel en vevnad (DE-A2-26 13 575, DE-A2-20 09 349) eller et strikket materiale (DE-Al-24 61 370).
De kan imidlertid også bestå av ikke-tekstilmaterialer (se for eksempel EP-Al-0 106 496 og GB-A1-15 06 432). Som regel er disse vevproteser porøse for å muliggjøre en invoksing av vevnaden for å oppnå mest mulig naturlige forhold. Da disse porer imidlertid etter implantering av protesen hyppig kan føre til uønskede høye tap av kroppsvæsker har man prøvet å tette porene med et av legemet resorberbart materiale som suksessivt erstattes av det lnnvoksende vev.
Fra DE-A2-14 94 939 er det kjent å anvende prokollagen som impregneringsmiddel og som påføres i sur oppløsning på den porøse protese og derefter gjøres uoppløselig ved å forhøye pH-verdien.
Anvendelsen av kollagen for avtetning er kjent fra DE-A2-14 91 218, US-A1-41 67 045 samt DE-A1-35 03 127 og DE-A1-35 03 126. Fornetningen av kollagenet foretas generelt med aldehyder, spesielt med formaldehyd.
Det er også allerede kjent å impregnere porøse vevproteser med oppløselig gelatin og så å fornette denne (se for eksempel DE-A2-14 94 939), hvorved fornetningen skjer ved hjelp av tiolgruppeholdige forbindelser med etterfølgende oksydativ fornetning under dannelse av disulfidbroer.
Det stilles høye krav til impregneringens egenskaper. Impregneringen må feste godt til proteselegemet, tette dette tilstrekkelig, være elastisk og spesielt ved resorbsjonen, ikke avgi skadelige produkter. De kjente impregnerte proteser oppfyller disse fordringer kun i en viss grad. Videre er fremstillingen meget omstendelig eller det er nødvendig med dyre utgangsmaterialer, alt ting som står i veien for en industriell tilvirkning.
Foreliggende oppfinnelse har derfor til oppgave å tilveiebringe en impregnert vevprotese som kan fremstilles på enkel måte, som har gode mekaniske egenskaper og som er fullstendig tett, som er uskadelig for mottagerorganismen og som lett kan manipuleres, spesielt ved implanteringen.
I henhold til dette angår foreliggende oppfinnelse en vevprotese av et porøst vevproteselegeme så nær tettet ved impregnering med fornettet gelatin, og vevprotesen karakteriseres ved at gelatinen er fornettet med et diisocyanat.
Isocyanatene reagerer med den reaksjonsdyktige nukleofile gruppe i gelatinene, spesiel aminogruppene og spesielt hydroksylgruppene, under dannelse av stabile forbindelser og fornetningsprodukter. I motsetning til fornetning med aldehyder der det oppstår en likevektst Ustand slik at aldehyder gjendannes og også settes fri, er fornetningen med diisocyanater irreversibel. Etter avsluttet reaksjon foreligger det ikke flere isocyanatrester og de dannes heller ikke tilbake fra fornetningsproduktet. En med diisocyanat fornettet gelatin danner en tett impregnering med gode mekaniske egenskaper slik at det i forhold til porøsiteten til vevprotesen kun er nødvendig med meget lite gelatin og fornetningsmiddel for likevel å oppnå en fullstendig tetting.
Fornetning av biologisk materiale med diisocyanater er i og for seg kjent. Således er det i DE-A2-27 34 503 beskrevet en fremgangsmåte for fremstilling av en kollagensvamp der en grøt av delvis nedbygget kollagen tilsettes diisocyanat, sjokkfryses til temperaturer på -10 til -30°C, settes hen ved temperaturer under 0°C, vaskes og efterbehandles og så tørkes. Derved oppnås det en myk, porøs svamp. Ved en fra DE-A2-30 20 611 kjent fremgangsmåte blir achillessener oppsluttet og så defibrert hvorefter fibrene fornettes i et i vandig saltoppløsning emulgert heksametylendiisocyanat hvorefter det fra de fornettede fibre blant annet kan fremstilles strikkbare garn. Denne fremgangsmåte har imidlertid ingen sammenheng med foreliggende oppfinnelses oppgave.
Den i seg selv porøse vevprotese kan ha en porøsitet innen den vanlige ramme på ca. 2.000 cm<3>/min./cm<2>. Ved hjelp av oppfinnelsens impregnering av med diisocyanatfornettede gelatin kan denne porøsitet fullstendig settes til side. Nedbygningen av den således fornettede gelatin i kroppen skjer på avbremset måte i den forstand at det nye vev vokser inn i det porøse legeme og sørger for den naturlige avtett-ing.
Det i seg selv porøse legeme av vevprotese kan ha den vanlige oppbygning til en tekstilvevprotese som for eksempel en glatt kjedetekstil i henhold til DE-PS 20 09 349, den kan ha oppbygningen til en ensidig velourprotese i henhold til US-PS 38 78 565 eller oppbygningen til en dobbeltvelourprotese i henhold til DE-PS 26 13 575. Protesen kan imidlertid også være en porøs, ikke-tekstllprotese, for eksempel av strukket polytetrafluoretylen slik det er beskrevet i GB-PS 15 06 432. Strukturen som avgrenser porene i protesen er for avtetning overtrukket med en tynn film av den fornettede gelatin hvorved porene selv er lukket med en tynn gelatinmembran. På grunn av den filmlignende belegning av de enkelte struktur-elementer av vevprotesen og forbindelsen mellom strukturele-mentene på grunn av membranene, oppnås det en avtetning som skiller seg fra en belegning som fyller opp henholdsvis dekker over porøsiteten fullstendig. For eksempel er enkeltfibre eller fiberbunter 1 tekstilproteser overtrukket med en film av fornettet gelatin og via de mellom fibrene henholdsvis fiberbuntene tilstedeværende mellomrom forbundet med hverandre og dette i forskjellige nivåer innenfor vevprotesens vegger. På grunn av denne fine struktur blir vevprotesen ikke påvirket av impregneringen hva angår manipulerbarheten, denne blir snarere tvertimot forbedret.
Den gode avtetning av vevprotesen ved anvendelse av kun en liten mengde lmpregneringsmateriale muliggjøres også ved at det i forbindelse med gelatin dreier seg om en homogen oppløsning av materialet i motsetning til kollagen som er et hetergent fibermateriale og derfor ikke er helt tett i tynne sjikt. Vektforholdet mellom porøst proteselegeme og impregneringen ligger innen området 1:0,2 til 1:3 og fortrinnsvis ved ca. 1:1, inkludert de i impregneringen eventuelt tilstedeværende ytterligere tilsetninger som for eksempel myknere. Hydrofile myknere, spesielt glycerol og andre kjente polyoler anvendes med hell for å forhindre en fullstendig uttørking av impregneringen og å forhøye impregneringens elastisitet. Fuktighetsinnholdet i impregneringen i tørket tilstand ligger fortrinnsvis innen området 15-25 og spesielt 17-22 vekt-#, beregnet på den fornettede impregneringsvekt.
Heksametylendiisocyanat foretrekkes som fornetningsmiddel. Det kan imidlertid også anvendes andre diisocyanater, spesielt alifatiske diisocyanater med 4-12 og fortrinnsvis 6-10 karbonatomer. I motsetning til formaldehyd har det vist seg at et fornetningsmiddel med større kjedelengde er gunstigere for produktets elastisitet på grunn av den såkalte "spacer"-funksjon til broene mellom proteinkjedene.
Oppfinnelsens protese kan på i og for seg kjente måte i impregneringen inneholde terapeutisk virksomme stoffer eller andre virkemidler. I en spesielt foretrukket utførelsesform er disse stoffer henholdsvis virkemidler ikke bare blandet inn 1 impregneringen men forbundet med bæreren henholdsvis innesluttet i denne slik at de settes fri på retardert måte. Til dette formål kan impregneringen og spesielt gelatinen inneholde bestanddeler som absorberer virkemidlene henholdsvis adsorberer disse og kun sette dem fri efter hvert. Spesielt egnede bestanddeler av denne type er utbyttere, spesielt ionebyttere. Ved en spesielt foretrukket utførelses-form av oppfinnelsen består i det minste en del av gelatinen av succinylert gelatin som har slike egenskaper. Aminogluco-sider som gentamycin kan på grunn av de basiske funksjoner godt holdes fast av på denne måte modifisert gelatin. Da de modifiserte gelatiner ikke geldannes like godt som vanlige gelatiner er andelen av modifisert gelatin vanligvis avhengig av geldannelsesevnen til blandingen og kan ligge innen området 10-50 vekt-#, beregnet på den totale mengde av gelatin. Som gelatin foretrekkes forøvrig godt geldannbare gelatiner som spisegelatin (Bloom-verdi 110-300 og fortrinnsvis 240-280). Ved fornetning med diisocyanatet blir den modifiserte gelatin med utbyttingsegenskaper også fornettet og det terapeutisk virksomme materialet henholdsvis virkemid-let er således bundet til selve gelatinstrukturen.
Som nevnt ovenfor angår oppfinnelsen også en fremgangsmåte for fremstilling av de ovenfor nevnte impregnerte vevproteser der et porøst vevproteselegeme dynkes med en vandig opp-løsning av gelatin, man lar gelatinen geldannes, partielt og skånende avvanner gelatinen og deretter fornetter den oppnådde impregnering med et fornetningsmiddel, og fremgangsmåten karakteriseres ved at man som fornetningsmiddel anvender diisocyanat.
Diisocyanatet reagerer ikke bare med gelatinen men også med andre forbindelser som oppviser polare grupper . som, for eksempel vann og alkoholer, under dannelse av uønskede biprodukter som uoppløselige uretan- og urinstoffderivater. Selv om impregneringssjiktet på grunn av tettheten ikke tillater en utvasking av eventuelle i sjiktet dannede biprodukter slik tilfellet er ved de kjente, med diisocyanat fornettede porøse fiberprodukter, er det funnet at diisocya-natenes tendens til dannelse av biproduktet ikke har skadelige virkninger.
For fukting av den porøse vevprotese med gelatinoppløsningen blir protesen fortrinnsvis senket ned i oppløsningen. Ved å legge på undertrykk kan man oppnå at porene fullstendig fylles med gelatinoppløsning. Gelatinkonsentrasjonen i oppløsning kan variere innen vide grenser og ligger fortrinnsvis mellom 3 og 20 og spesielt mellom 5 og 15 vekt-# av impregneringsoppløsningen. Det er imidlertid viktig at det foreligger en homogen oppløsning. Impregneringen skjer ved forhøyet temperatur, det vil si ved temperaturer over 40°C, for derved å kunne tilveiebringe geldannelse ved avkjøling. Da gelatin ved lengere henstand ved temperaturer over 60°C allerede nedbygges i vandig oppløsning bør temperaturen ikke ligger vesentlig derover. Temperaturområdet mellom 45 og 70°C og spesielt 55 og 60"C er derfor foretrukket. Impreg-neringsoppløsningen kan I tillegg inneholde mykner og dette i mengder på opptil 60 vekt-#, spesielt 10-40 vekt-#. Vanninnholdet utgjør vanligvis 30-97 vekt-# og fortrinnsvis 50-80 vekt-#. Derved blir mengdeforholdene avstemt til hverandre i avhengighet av geldannelsesevnen til gelatinene henholdsvis gelatinblandingen slik at gelatinen er oppløst ved lmpregner-ingstemperaturen og impregneringsoppløsningen er flytende mens likevel gelatinen geldannes ved avkjøling til ca. 20-30°C.
Under avkjølingen blir den med gelatinoppløsning gjennomfukt-ede protese fortrinnsvis beveget slik at det oppnås en jevn sjikttykkelse av geldannet gelatin. For dette formål blir protesen etter at den er tatt ut av badet og etter en kort avdrypping, dreiet rundt sin lengdeakse eller satt i en tumlebevegelse.
Det er viktig at avvanningen av det geldannede gelatinsjikt henholdsvis dettes tørking gjennomføres på skånsom måte for å oppnå en god og enhetlig strukturert impregnering. For dette formål er en lufttørking ved 25-35 og spesielt ca. 30° C gunstig. Den relative fuktighet i tørkeluften ligger fortrinnsvis mellom 30 og 50# og fortrinnsvis ved ca. 4096. Spesielt når protesen nedsenkes i gelatinoppløsningen under anvendelse av undertrykk er en engangsnedsenking henholdsvis behandling tilstrekkelig for å oppnå fullstendig tetthet, noe som i tillegg har fordelen av et lavt materialforbruk og også gunstige mekaniske egenskaper.
For å fornette gelatinen arbeides det med et overskudd av diisocyanat, dette for på den ene side å oppnå en fullstendig fornetning av gelatinen og derved gjøre dette uløselig, og på den annen side med henblikk på de forventede bireaksjoner. Det arbeides fortrinnsvis uten å påvirke pH-verdlen. Gelatinen kan foreligge ved den normale pH-verdi som vanligvis ligger ved ca. 5,5. Fornetningsreaksjonen kan gjennom-føres i et pH-område fra 3,5 til 7,5. Godtagbare reaksjons-varigheter på ca. 5-10 timer kan oppnås ved fornetning ved romtemperatur uten at bireaksjonene har ugunstig virkning eller uten at det er nødvendig med spesielle forholdsregler.
Spesielt fordelaktig for gjennomføring av fornetningsreaksjonen er anvendelsen av oppløsninger av diisocyanatet i polare organiske oppløsningsmidler som godt fukter den fortørkede gelatinimpregnering. For dette formål er oppløs-ningsmidler som er blandbare med vann og mykner foretrukket. Isopropanol er spesielt egnet. Fra fornetningsoppløsningen diffunderer diisocyanatet inn i gelatinsjiktet og reagerer med gelatinet under fornetning. Diffusjonen av diisocyanatet i gelatinsjIktet skjer fortrinnsvis både utenfra og innenfra. Til dette formål kan protesen med fordel nedsenkes i fornetningsoppløsningen. Selv om det arbeides med et betydelig overskudd av diisocyanat som fortrinnsvis utgjør mer enn det tidobbelte av den for fornetningen nødvendige støkiometriske mengde, ligger konsentrasjonen av diisocyanat I fornetningsoppløsningen fortrinnsvis under 3 vekt-# for i størst mulig grad å holde tilbake bireaksjoner da jo diisocyanatet også kan reagere med komponentene i fornetningsopp-løsningen. Konsentrasjonen av diisocyanatet kan ligge mellom 0,03 og 3 vekt-#, fortrinnsvis mellom 0,05 og 0,5 vekt-56 mens ca. 0,1 vekt-# er mest foretrukket. Fornetningsoppløsningen inneholder fortrinnsvis også mykner og/eller vann og dette i den hensikt å føre mykner og vann inn i gelatinsjiktet eller å forhindre en utvasking av vann og/eller mykner fra gelatinsjiktet under fornetningen. Konsentrasjonen av mykner og spesielt glycerol kan ligge mellom 0 og 60, fortrinnsvis mellom 10 og 20 vekt-#. Vanninnholdet kan i ekstreme tilfeller utgjøre opptil 70 vekt-#, ligger dog fortrinnsvis vesentlig lavere, nemlig mellom 3 og 30 vekt-$ og spesielt mellom 5 og 10 vekt-#. Vesentlig for den foretrukne ut-førelsesform er at vanninnholdet er så lavt at diisocyanatet i fornetningsoppløsningen foreligger i oppløst tilstand. På grunn av en relativ bevegelse mellom fornetningsoppløsning og vevprotese kan man oppnå at konsentrasjonen av diisocyanatet på overflaten av protesen holdes høyest mulig. Ved en foretrukket utførelsesform blir fornetningsoppløsningen stadig blandet på ny henholdsvis pumpet rundt, hvorved den samtidig filtreres. Herved fjernes stadig uoppløselige biprodukter slik at avsetninger på vevprotesen og dermed sammenhengende forurensninger unngås. Den lave konsentrasjon av diisocyanatet tillater en enkel behandling av fornetnings-oppløsningen. Konsentrasjonen av diisocyanat avtar stadig under fornetningen slik at det efter avsluttet reaksjon er mulig med en farefri fjerning. Det er dog mulig med frem-gangsmåtevarianter der det for eksempel arbeides med en i det vesentlige konstant konsentrasjon av diisocyanat. Ved en spesielt foretrukket utførelsesform av oppfinnelsen blir fuktighetsinnholdet og fortrinnsvis også myknerinnholdet av den avvannede og ennå ikke fornettede men dog på forhånd tørkede gelatinimpregnering samt også vanninnholdet og fortrinnsvis også myknerinnholdet av fornetningsoppløsningen innstilt på en slik måte at den ved nedsenking av den på forhånd tørkede impregnerte vevprotese i fornetningsopp-løsningen i det alt vesentlige er i likevekt. Derved kan man unngå uønskede konsentrasjonsendringer som for eksempel kunne ha til følge en utlutning eller en oppsvelling av den ikke fornettede gelatinimpregnering.
Etter avslutning av fornetningen er gelatinimpregneringen vannfast slik at den kan vaskes med vann hvortil det eventuelt er tilsatt ytterligere mykner og som så skånsomt kan tørkes. Sterilisering skjer fortrinnsvis ved i og for seg kjent bestråling.
Ytterligere karakteristika og enkeltheter ved oppfinnelsen vil fremgå fra den følgende beskrivelse av foretrukne utførelsesformer i forbindelse med underkravene. Herved kan de angjeldende kjennetegn realiseres alene eller ett eller flere sammen.
Eksempel 1
Strlkke-dobbeltmikrovelour-vevproteser av polyetylentereftalatfibre, utstyrt med en plissering, spennes inn i en ramme og dyppes i en vandig impregneringsoppløsning av gelatin. Impregneringsoppløsningen inneholder 7,5 vekt-# gelatin og 15 vekt-# glycerol som mykner i avmineralisert vann og har en temperatur på 60°C.
Over gelatinoppløsningen legges det så på et undertrykk for helt å fjerne luft som er innesluttet i tekstilprotesen. Efter at luftboblene har steget opp lar man protesen forbli ca. 15 min. i oppløsningen under redusert trykk og bringer derefter trykket igjen til normaltrykk. Man tar så protesen ut av impregneringsoppløsningen og lar den dryppe av. Derefter blir protesen avkjølt til normaltemperatur under en lett tumlebevegelse. Efter at belegningsmassen er geldannet blir den belagte protese bragt i et klimakammer og der tørket i luft med en relativ luftfuktighet på 40* ved 30° C inntil restfuktigheten i impregneringen ligger ved ca. 20*.
Derefter dyppes den fortørkede protese i en fornetningsopp-løsning som inneholder 0,1 vekt-* heksametylendiisocyanat, 15 vekt-* glycerol, 8,5 vekt-* vann og 74,4 vekt-* isopropanol. I denne oppløsning lar man den belagte protese forbli i 8 timer ved romtemperatur mens oppløsningen samtidig hele tiden ompumpes og filtreres. Efter ferdig fornetning blir protesene tatt ut av oppløsningen og vasket med en 15* oppløsning av glycerol i vann og deretter tørket forsiktig ved 30°C og 40* relativ fuktighet til en restfuktighet på 15-20*, beregnet på impregneringen. Protesen skjæres så til en normlengde, pakkes enkeltvis og steriliseres ved bestråling.
De på denne måte impregnerte proteser er fullstendig tette. Impregneringen sitter i tekstilfiberstrukturen og kan så og si ikke erkjennes ved vanlig betraktning. Protesen har et lyst hvitt utseende. Den er fleksibel og komprimerbar og strekkbar i aksial retning. Efter implantering av protesen blir det fornettede belegningsmateriale resorbert etter hvert som naturlig vev vokser til, uten at nedbrytningspro-duktene har noen skadelige virkninger. Også impregneringen selv er både immunologisk og toksikologisk risikofri.
Eksempel 2
Fremgangsmåten ifølge Eks. 1 gjentas hvorved man istedet for spisegelatin anvender en blanding av 70 vekt-* spisegelatin og 30 vekt-* succinylert gelatin. Den på denne måte oppnådde fornettede impregnering inneholder i tillegg sure rester som gjør impregneringen egnet for innleiring, for eksempel ved diffusjon, og binding av terapeutiske virksomme stoffer med basiske egenskaper. Disse terapeutisk virksomme stoffer frigis efter implantering av protesen kun meget langsomt slik at det for eksempel oppnås en Infeksjonsbeskyttelse over et lengere tidsrom.
Eksempel 3
Nålede vevproteser fra dobbeltvelour-typen, oppbygget av polyetylentereftalatfibre og med en plissering, spennes inn som i Eks. 1 i en ramme og impregneres ved nedsenkning i oppløsningen. Den vandige impregneringsoppløsning inneholder 10 vekt-* gelatin og 20 vekt-* glycerol og har en temperatur på 60°C. Som i Eks. 1 blir tekstilprotesen avgasset grundig ved hjelp av redusert trykk. Efter fjerning lar man oppløsn-ing dryppe av og holder rammen i geldannelsesfasen for impregneringsoppløsningen i en lett tumlebevegelse. Efter festing av belegningsmassen blir diimpregnerte proteser overført til et klimakammer og som i Eks. 1 underkastet en mild mellomtørking inntil restfuktigheten i impregneringen ligger ved ca. 25*. Derefter blir de på forhånd tørkede proteser i oppspent tilstand bragt i et fornetningsbad som inneholder 0,2 vekt-* heksametylendiisocyanat, 50 vekt-* glycerol, 43,3 vekt-* isopropanol og 6,5 vekt-* vann. Som i Eks. 1 hensettes de belagte proteser i 8 timer ved romtemperatur i fornetningsoppløsningen. Det derefter følgende vasketrinn skjer på den måte at de oppspente proteser behandles i en omløpsmetode med en 30* vandig glyceroloppløs-ning ved romtemperatur i 5 minutter.
Efter tørking oppviser impregneringen av den således frem-stilte protese en restfuktighet på ca. 22*.
Den belagte protese ifølge Eks. 1 inneholder
Protesen i Eks. 3 inneholder
Generelt kan impregneringen, beregnet på totalvekten, inneholde:

Claims (10)

1. Vevprotese av et porøst vevproteselegeme som er tettet ved impregnering med fornettet gelatin, karakterisert ved at gelatinen er fornettet med et diisocyanat .
2. Protese ifølge krav 1, karakterisert ved at det som diisocyanat ble anvendt et alifatisk diisocyanat og fortrinnsvis heksametylen diisocyanat.
3. Protese ifølge kravene 1 eller 2, karakteri sert ved at vektforholdet porøs vevproteselegeme:-impregnering ligger ved 1:0,2 til 1:3 og fortrinnsvis ved ca.
1:1.
4. Protese ifølge et hvilket som helst av de foregående krav, karakterisert ved at Impregneringen inneholder en hydrofil mykner, spesielt glycerol.
5. Protese ifølge et hvilket som helst av de foregående krav, karakterisert ved at impregneringen inneholder 10 til 30 og fortrinnsvis 17 til 22 vekt-* vann, beregnet på vekten av impregneringen.
6. Fremgangsmåte for fremstilling av impregnerte vevproteser ifølge et hvilket som helst av kravene 1 til 5 der et porøst vevproteselegeme dynkes med en vandig oppløsning av gelatin, man lar gelatinen geldannes, partielt og skånende avvanner gelatinen og deretter fornetter den oppnådde impregnering med et fornetningsmiddel, karakterisert ved at at man som fornetningsmiddel anvender diisocyanat.
7. Fremgangsmåte ifølge krav 6, karakterisert ved at diisocyanatet anvendes i form av en oppløsning med et organisk oppløsningsmiddel som fortrinnsvis er blandbart med vann og eventuelt med mykneren.
8. Fremgangsmåte ifølge krav 7, karakterisert ved at man anvender en oppløsning av
0,03 til 3 vekt-* diisocyanat og spesielt heksametylendiisocyanat,
0 til 60 vekt-* mykner og spesielt glycerol,
30 til 95 vekt-* oppløsningsmiddel og spesielt isopropanol, 5 til 70 vekt-* vann, hvorved mengdeforholdet avstemmes på en slik måte at diisocyanatet foreligger i oppløst tilstand.
9. Fremgangsmåte ifølge krav 7 eller 8, karakterisert ved at det med gelatin impregnerte vevproteselegeme nedsenkes i fornetningsoppløsningen og beveges relativt denne.
10. Fremgangsmåte ifølge krav 9, karakterisert ved at fornetningsoppløsningen under fornetningen stadig omrøres og derved befris fra uoppløselige biprodukter ved filtrering.
NO870809A 1986-03-12 1987-02-26 Vevsprotese av et poroest vevproteselegeme samt en fremgangsmaate for fremstilling derav NO168083C (no)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE19863608158 DE3608158A1 (de) 1986-03-12 1986-03-12 Mit vernetzter gelatine impraegnierte gefaessprothese und verfahren zu ihrer herstellung

Publications (4)

Publication Number Publication Date
NO870809D0 NO870809D0 (no) 1987-02-26
NO870809L NO870809L (no) 1987-09-14
NO168083B true NO168083B (no) 1991-10-07
NO168083C NO168083C (no) 1992-01-15

Family

ID=6296120

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
NO870809A NO168083C (no) 1986-03-12 1987-02-26 Vevsprotese av et poroest vevproteselegeme samt en fremgangsmaate for fremstilling derav

Country Status (14)

Country Link
US (2) US4784659A (no)
EP (1) EP0237037B1 (no)
JP (1) JPS62258666A (no)
AT (1) ATE66126T1 (no)
BR (1) BR8701135A (no)
CA (1) CA1283505C (no)
DE (2) DE3608158A1 (no)
DK (1) DK127987A (no)
ES (1) ES2025078B3 (no)
FI (1) FI87143C (no)
GR (1) GR3002895T3 (no)
MX (1) MX165145B (no)
MY (2) MY100495A (no)
NO (1) NO168083C (no)

Families Citing this family (144)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5181903A (en) * 1988-03-25 1993-01-26 Duke University Method for improving a biomaterial's resistance to thrombosis and infection and for improving tissue ingrowth
US5447966A (en) * 1988-07-19 1995-09-05 United States Surgical Corporation Treating bioabsorbable surgical articles by coating with glycerine, polalkyleneoxide block copolymer and gelatin
DE68922497T2 (de) * 1988-08-24 1995-09-14 Marvin J Slepian Endoluminale dichtung mit bisdegradierbaren polymeren.
JP2678945B2 (ja) * 1989-04-17 1997-11-19 有限会社ナイセム 人工血管とその製造方法及び人工血管用基質
US5104400A (en) * 1989-05-26 1992-04-14 Impra, Inc. Blood vessel patch
US5152782A (en) * 1989-05-26 1992-10-06 Impra, Inc. Non-porous coated ptfe graft
JP2799596B2 (ja) * 1989-08-10 1998-09-17 株式会社ジェイ・エム・エス 生体埋植用具およびその製造法
US5092841A (en) * 1990-05-17 1992-03-03 Wayne State University Method for treating an arterial wall injured during angioplasty
US5549664A (en) * 1990-07-31 1996-08-27 Ube Industries, Ltd. Artificial blood vessel
WO1992002195A1 (fr) * 1990-07-31 1992-02-20 Ube Industries, Ltd. Vaisseau sanguin artificiel et procede de production associe
US5298276A (en) * 1990-08-24 1994-03-29 Swaminathan Jayaraman Process for producing artificial blood vessels of controlled permeability and product produced thereby
CA2038596A1 (en) * 1990-10-17 1992-04-18 Leonard Pinchuk Antithrombogenic composition and methods of making same
US5632776A (en) * 1990-11-22 1997-05-27 Toray Industries, Inc. Implantation materials
GB9026687D0 (en) * 1990-12-07 1991-01-23 Vascutek Ltd Process for providing a low-energy surface on a polymer
CS277367B6 (en) * 1990-12-29 1993-01-13 Krajicek Milan Three-layered vascular prosthesis
US5120833A (en) * 1991-03-15 1992-06-09 Alexander Kaplan Method of producing grafts
DE69229312T2 (de) * 1991-03-29 1999-11-04 Vascular Graft Research Center Co. Ltd., Tokio/Tokyo Künstliches blutgefäss aus komposit-material
US6515009B1 (en) * 1991-09-27 2003-02-04 Neorx Corporation Therapeutic inhibitor of vascular smooth muscle cells
US5811447A (en) 1993-01-28 1998-09-22 Neorx Corporation Therapeutic inhibitor of vascular smooth muscle cells
US5584875A (en) * 1991-12-20 1996-12-17 C. R. Bard, Inc. Method for making vascular grafts
US5342387A (en) * 1992-06-18 1994-08-30 American Biomed, Inc. Artificial support for a blood vessel
DE4222380A1 (de) * 1992-07-08 1994-01-13 Ernst Peter Prof Dr M Strecker In den Körper eines Patienten perkutan implantierbare Endoprothese
GB9306812D0 (en) * 1993-04-01 1993-05-26 Vascutek Ltd Textile prostheses
ATE169483T1 (de) * 1993-04-28 1998-08-15 Focal Inc Vorrichtung, produkt und verwendung betreffend die intraluminale photothermoformgebung
EP0722588B1 (en) * 1993-09-10 2003-01-15 The University Of Queensland Stereolithographic anatomical modelling process
DE59408725D1 (de) 1993-10-07 1999-10-14 Axel Stemberger Beschichtung für Biomaterial
US5487392A (en) * 1993-11-15 1996-01-30 Haaga; John R. Biopxy system with hemostatic insert
US6334872B1 (en) 1994-02-18 2002-01-01 Organogenesis Inc. Method for treating diseased or damaged organs
JPH07250887A (ja) * 1994-03-15 1995-10-03 Seikagaku Kogyo Co Ltd 人工血管およびその製造方法
JP3766935B2 (ja) * 1994-04-29 2006-04-19 シメッド ライフ システムズ,インコーポレーテッド コラーゲンを有するステント
US5665114A (en) * 1994-08-12 1997-09-09 Meadox Medicals, Inc. Tubular expanded polytetrafluoroethylene implantable prostheses
EP0698396B1 (en) * 1994-08-12 2001-12-12 Meadox Medicals, Inc. Vascular graft impregnated with a heparin-containing collagen sealant
US5649977A (en) * 1994-09-22 1997-07-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Metal reinforced polymer stent
ES2151082T3 (es) * 1995-03-10 2000-12-16 Impra Inc Soporte encapsulado endoluminal y procedimientos para su fabricacion y su colocacion endoluminal.
US5605696A (en) * 1995-03-30 1997-02-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Drug loaded polymeric material and method of manufacture
US20020095218A1 (en) * 1996-03-12 2002-07-18 Carr Robert M. Tissue repair fabric
US5628786A (en) * 1995-05-12 1997-05-13 Impra, Inc. Radially expandable vascular graft with resistance to longitudinal compression and method of making same
US5591199A (en) * 1995-06-07 1997-01-07 Porter; Christopher H. Curable fiber composite stent and delivery system
WO1997007751A1 (en) 1995-08-24 1997-03-06 Impra, Inc. Covered endoluminal stent and method of assembly
US6177609B1 (en) 1997-03-10 2001-01-23 Meadox Medicals, Inc. Self-aggregating protein compositions and use as sealants
US7241309B2 (en) * 1999-04-15 2007-07-10 Scimed Life Systems, Inc. Self-aggregating protein compositions and use as sealants
US6056993A (en) * 1997-05-30 2000-05-02 Schneider (Usa) Inc. Porous protheses and methods for making the same wherein the protheses are formed by spraying water soluble and water insoluble fibers onto a rotating mandrel
DE19811900C2 (de) * 1998-03-18 2003-12-11 Kallies Feinchemie Ag Biokompatibles Kompositmaterial, Verfahren zu seiner Herstellung und seine Verwendung
US7713297B2 (en) 1998-04-11 2010-05-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug-releasing stent with ceramic-containing layer
US6129757A (en) 1998-05-18 2000-10-10 Scimed Life Systems Implantable members for receiving therapeutically useful compositions
MXPA00012061A (es) * 1998-06-05 2003-04-22 Organogenesis Inc Protesis de injerto vascular biodisenadas.
JP4341049B2 (ja) * 1998-06-05 2009-10-07 オルガノジェネシス インク. 生物工学により作成したチューブ状移植片補綴
JP4356053B2 (ja) 1998-06-05 2009-11-04 オルガノジェネシス インク. 生物工学により作成した血管移植片支持体補綴
DE69940504D1 (no) * 1998-06-05 2009-04-16 Organogenesis Inc
US6630457B1 (en) * 1998-09-18 2003-10-07 Orthogene Llc Functionalized derivatives of hyaluronic acid, formation of hydrogels in situ using same, and methods for making and using same
US6540780B1 (en) 1998-11-23 2003-04-01 Medtronic, Inc. Porous synthetic vascular grafts with oriented ingrowth channels
US6554857B1 (en) 1999-07-20 2003-04-29 Medtronic, Inc Transmural concentric multilayer ingrowth matrix within well-defined porosity
US6702848B1 (en) * 1999-07-20 2004-03-09 Peter Paul Zilla Foam-type vascular prosthesis with well-defined anclio-permissive open porosity
GB9920732D0 (en) * 1999-09-03 1999-11-03 Sulzer Vascutek Ltd Sealant
US6521284B1 (en) 1999-11-03 2003-02-18 Scimed Life Systems, Inc. Process for impregnating a porous material with a cross-linkable composition
US6475235B1 (en) 1999-11-16 2002-11-05 Iowa-India Investments Company, Limited Encapsulated stent preform
US6251136B1 (en) 1999-12-08 2001-06-26 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of layering a three-coated stent using pharmacological and polymeric agents
US6702849B1 (en) 1999-12-13 2004-03-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of processing open-celled microcellular polymeric foams with controlled porosity for use as vascular grafts and stent covers
US20040260392A1 (en) * 2000-02-16 2004-12-23 Viktoria Kantsevitcha Arterial prosthesis
US6863696B2 (en) * 2000-02-16 2005-03-08 Viktoria Kantsevitcha Vascular prosthesis
LV12702B (lv) 2000-02-16 2001-10-20 Viktorija Kancevica Arteriju proteze
US6939377B2 (en) * 2000-08-23 2005-09-06 Thoratec Corporation Coated vascular grafts and methods of use
AU2001291092B2 (en) * 2000-09-18 2007-08-23 Organogenesis Inc. Bioengineered flat sheet graft prosthesis and its use
US6652574B1 (en) 2000-09-28 2003-11-25 Vascular Concepts Holdings Limited Product and process for manufacturing a wire stent coated with a biocompatible fluoropolymer
US7727221B2 (en) 2001-06-27 2010-06-01 Cardiac Pacemakers Inc. Method and device for electrochemical formation of therapeutic species in vivo
WO2003011184A2 (en) * 2001-07-27 2003-02-13 Medtronic,Inc. Adventitial fabric reinforced porous prosthetic graft
US7022135B2 (en) * 2001-08-17 2006-04-04 Medtronic, Inc. Film with highly porous vascular graft prostheses
US20040137066A1 (en) * 2001-11-26 2004-07-15 Swaminathan Jayaraman Rationally designed therapeutic intravascular implant coating
DE10149392A1 (de) * 2001-09-27 2003-04-24 Aesculap Ag & Co Kg Implantat, insbesondere Gefäßprothese, und Verfahren zu seiner Herstellung
US7789908B2 (en) * 2002-06-25 2010-09-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Elastomerically impregnated ePTFE to enhance stretch and recovery properties for vascular grafts and coverings
US7255891B1 (en) * 2003-02-26 2007-08-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method for coating implantable medical devices
US7658975B2 (en) * 2003-12-12 2010-02-09 Intel Corporation Sealing porous dielectric materials
DE102004024635A1 (de) * 2004-05-12 2005-12-08 Deutsche Gelatine-Fabriken Stoess Ag Verfahren zur Herstellung von Formkörpern auf Basis von vernetzter Gelatine
US7794490B2 (en) * 2004-06-22 2010-09-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Implantable medical devices with antimicrobial and biodegradable matrices
US20060009839A1 (en) * 2004-07-12 2006-01-12 Scimed Life Systems, Inc. Composite vascular graft including bioactive agent coating and biodegradable sheath
US20060127443A1 (en) * 2004-12-09 2006-06-15 Helmus Michael N Medical devices having vapor deposited nanoporous coatings for controlled therapeutic agent delivery
US20070038176A1 (en) * 2005-07-05 2007-02-15 Jan Weber Medical devices with machined layers for controlled communications with underlying regions
DE102005054943A1 (de) * 2005-11-17 2007-05-24 Gelita Ag Verfahren zur Herstellung eines Hohlprofils auf Basis eines vernetzten, Gelatine enthaltenden Materials sowie Implantate in Form von Hohlprofilen
DE102005054940A1 (de) * 2005-11-17 2007-05-24 Gelita Ag Verbundmaterial, insbesondere für die medizinische Anwendung , und Verfahren zu dessen Herstellung
US8840660B2 (en) 2006-01-05 2014-09-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprostheses and methods of making the same
US8089029B2 (en) 2006-02-01 2012-01-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioabsorbable metal medical device and method of manufacture
US20070224235A1 (en) 2006-03-24 2007-09-27 Barron Tenney Medical devices having nanoporous coatings for controlled therapeutic agent delivery
US8187620B2 (en) 2006-03-27 2012-05-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices comprising a porous metal oxide or metal material and a polymer coating for delivering therapeutic agents
US8048150B2 (en) 2006-04-12 2011-11-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis having a fiber meshwork disposed thereon
US20070264303A1 (en) * 2006-05-12 2007-11-15 Liliana Atanasoska Coating for medical devices comprising an inorganic or ceramic oxide and a therapeutic agent
US8815275B2 (en) 2006-06-28 2014-08-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Coatings for medical devices comprising a therapeutic agent and a metallic material
EP2032091A2 (en) 2006-06-29 2009-03-11 Boston Scientific Limited Medical devices with selective coating
JP2009545407A (ja) 2006-08-02 2009-12-24 ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッド 三次元分解制御を備えたエンドプロテーゼ
CA2662808A1 (en) 2006-09-14 2008-03-20 Boston Scientific Limited Medical devices with drug-eluting coating
EP2210625B8 (en) 2006-09-15 2012-02-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprosthesis with biostable inorganic layers
WO2008034031A2 (en) 2006-09-15 2008-03-20 Boston Scientific Limited Bioerodible endoprostheses and methods of making the same
WO2008034013A2 (en) 2006-09-15 2008-03-20 Boston Scientific Limited Medical devices and methods of making the same
WO2008034066A1 (en) 2006-09-15 2008-03-20 Boston Scientific Limited Bioerodible endoprostheses and methods of making the same
JP2010503482A (ja) 2006-09-18 2010-02-04 ボストン サイエンティフィック リミテッド 内部人工器官
US20080086195A1 (en) * 2006-10-05 2008-04-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Polymer-Free Coatings For Medical Devices Formed By Plasma Electrolytic Deposition
US7981150B2 (en) 2006-11-09 2011-07-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis with coatings
WO2008076383A2 (en) 2006-12-18 2008-06-26 Med Institute Inc. Stent graft with releasable therapeutic agent
CA2674195A1 (en) 2006-12-28 2008-07-10 Boston Scientific Limited Bioerodible endoprostheses and methods of making same
US8431149B2 (en) 2007-03-01 2013-04-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Coated medical devices for abluminal drug delivery
US8070797B2 (en) 2007-03-01 2011-12-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device with a porous surface for delivery of a therapeutic agent
US8067054B2 (en) 2007-04-05 2011-11-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Stents with ceramic drug reservoir layer and methods of making and using the same
DE102007024256A1 (de) * 2007-05-16 2008-11-20 Gelita Ag Gefäßstent
US7976915B2 (en) 2007-05-23 2011-07-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis with select ceramic morphology
US8002823B2 (en) 2007-07-11 2011-08-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis coating
US7942926B2 (en) 2007-07-11 2011-05-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis coating
WO2009012353A2 (en) 2007-07-19 2009-01-22 Boston Scientific Limited Endoprosthesis having a non-fouling surface
US7931683B2 (en) 2007-07-27 2011-04-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Articles having ceramic coated surfaces
US8815273B2 (en) 2007-07-27 2014-08-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug eluting medical devices having porous layers
US8221822B2 (en) 2007-07-31 2012-07-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device coating by laser cladding
EP2185103B1 (en) 2007-08-03 2014-02-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Coating for medical device having increased surface area
US8052745B2 (en) 2007-09-13 2011-11-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis
US20090076591A1 (en) * 2007-09-19 2009-03-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent Design Allowing Extended Release of Drug and/or Enhanced Adhesion of Polymer to OD Surface
CA2704032C (en) * 2007-10-29 2016-10-18 Zimmer, Inc. Medical implants and methods for delivering biologically active agents
US8029554B2 (en) 2007-11-02 2011-10-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with embedded material
US20090118809A1 (en) * 2007-11-02 2009-05-07 Torsten Scheuermann Endoprosthesis with porous reservoir and non-polymer diffusion layer
US20090118813A1 (en) * 2007-11-02 2009-05-07 Torsten Scheuermann Nano-patterned implant surfaces
US7938855B2 (en) 2007-11-02 2011-05-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Deformable underlayer for stent
US8216632B2 (en) 2007-11-02 2012-07-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis coating
US7833266B2 (en) 2007-11-28 2010-11-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent with drug wells for specific ostial, carina, and side branch treatment
DE102007063214B4 (de) 2007-12-20 2019-06-27 Aesculap Ag Flächiges Implantat, insbesondere zur Hernienversorgung
US20090163936A1 (en) * 2007-12-21 2009-06-25 Chunlin Yang Coated Tissue Engineering Scaffold
JP2011510751A (ja) * 2008-02-01 2011-04-07 ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッド 薬剤を区別して放出する薬剤にてコーティングされた医療器具
ES2423504T3 (es) 2008-04-22 2013-09-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Dispositivos médicos que tienen un recubrimiento de material inorgánico
US8932346B2 (en) 2008-04-24 2015-01-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices having inorganic particle layers
US7998192B2 (en) 2008-05-09 2011-08-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprostheses
US8236046B2 (en) 2008-06-10 2012-08-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprosthesis
US8449603B2 (en) 2008-06-18 2013-05-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis coating
WO2010001149A2 (en) * 2008-07-04 2010-01-07 Fujifilm Manufacturing Europe Bv Coating method for medical devices
US7951193B2 (en) 2008-07-23 2011-05-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug-eluting stent
US7985252B2 (en) 2008-07-30 2011-07-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprosthesis
EP2344593A2 (en) * 2008-10-02 2011-07-20 Fujifilm Manufacturing Europe BV Antimicrobial coating
US8382824B2 (en) 2008-10-03 2013-02-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical implant having NANO-crystal grains with barrier layers of metal nitrides or fluorides
US8231980B2 (en) 2008-12-03 2012-07-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical implants including iridium oxide
WO2010101901A2 (en) 2009-03-02 2010-09-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-buffering medical implants
US8071156B2 (en) 2009-03-04 2011-12-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprostheses
JP2010213984A (ja) * 2009-03-18 2010-09-30 Naisemu:Kk 柔軟剤及び/又は保湿剤含有生体埋込用医療材料、該医療材料中の柔軟剤及び/又は保湿剤の含有量を調整する方法及び、該生体内埋込用医療材料の製造方法
US20100274352A1 (en) * 2009-04-24 2010-10-28 Boston Scientific Scrimed, Inc. Endoprosthesis with Selective Drug Coatings
US8287937B2 (en) 2009-04-24 2012-10-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthese
DE102009037134A1 (de) 2009-07-31 2011-02-03 Aesculap Ag Tubuläres Implantat zum Ersatz von natürlichen Blutgefäßen
US8486013B2 (en) * 2010-03-18 2013-07-16 Biotronik Ag Balloon catheter having coating
WO2011119573A1 (en) 2010-03-23 2011-09-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Surface treated bioerodible metal endoprostheses
DE102012008656A1 (de) 2011-12-29 2013-07-04 Nonwotecc Medical Gmbh Struktur mit stellenweise miteinander verklebten Fasern
CN109790654B (zh) 2016-10-07 2020-09-18 东丽株式会社 筒状织物
AU2022394466A1 (en) * 2021-11-18 2024-05-23 Board Of Regents, The University Of Texas System Antimicrobial wraps for medical implants

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3057782A (en) * 1958-01-22 1962-10-09 Hoechst Ag Cross-linked gelatin plasma substitute and production thereof
US3106483A (en) * 1961-07-27 1963-10-08 Us Catheter & Instr Corp Synthetic blood vessel grafts
DE1494939B2 (de) * 1963-06-11 1972-03-02 Buddecke, Eckhart, Prof Dr , 4400 Munster Implantationsmatenal fur Prothesen zum Ersatz von Arterien und anderen Korper safte enthaltenden Bahnen und Hohlorganen und Verfahren zu dessen Herstellung
DE1491218C3 (de) * 1963-06-15 1973-01-04 Spofa Sdruzheni Podniku Pro Zdravotnickou Vyrobu, Prag Blutgefäßprothese und Verfahren zur Herstellung derselben
US4464468A (en) * 1968-03-29 1984-08-07 Agence Nationale De Valorisation De La Recherche (Anvar) Immobilization of active protein by cross-linking to inactive protein
CA972501A (en) * 1969-10-10 1975-08-12 William J. Liebig Synthetic vascular graft and method for manufacturing the same
US3878565A (en) * 1971-07-14 1975-04-22 Providence Hospital Vascular prosthesis with external pile surface
DE2461370A1 (de) * 1974-01-02 1975-07-03 Sauvage Lester R Poroese vaskulaere prothese
AR205110A1 (es) * 1974-04-02 1976-04-05 Gore & Ass Protesis vascular artificial
US4060081A (en) * 1975-07-15 1977-11-29 Massachusetts Institute Of Technology Multilayer membrane useful as synthetic skin
US4047252A (en) * 1976-01-29 1977-09-13 Meadox Medicals, Inc. Double-velour synthetic vascular graft
DE2734503C2 (de) * 1977-07-30 1984-04-05 Fa. Carl Freudenberg, 6940 Weinheim Verfahren zur Herstellung von Kollagenschwamm
US4167045A (en) * 1977-08-26 1979-09-11 Interface Biomedical Laboratories Corp. Cardiac and vascular prostheses
JPS565535A (en) * 1979-06-27 1981-01-21 Fuji Photo Film Co Ltd Heat developing photosensitive material
DE3020611C2 (de) * 1980-05-30 1983-01-05 Chemokol Gesellschaft zur Entwicklung von Kollagenprodukten, 5190 Stolberg Verfahren zur Herstellung von Kollagenmaterial für chirurgische Zwecke
FI77880C (fi) * 1982-09-10 1989-05-10 Gore & Ass Poroest material bestaoende vaesentligen av en ptfe-polymer.
IL74179A (en) * 1984-01-30 1992-05-25 Meadox Medicals Inc Collagen synthetic vascular graft
IL74180A (en) * 1984-01-30 1992-06-21 Meadox Medicals Inc Drug delivery collagen-impregnated synthetic vascular graft
JPS61122222A (ja) * 1984-11-19 1986-06-10 Koken:Kk コラ−ゲン又はゼラチンとプロタミンとよりなる止血剤
GB8430265D0 (en) * 1984-11-30 1985-01-09 Vascutek Ltd Vascular graft

Also Published As

Publication number Publication date
DE3608158C2 (no) 1988-03-31
EP0237037B1 (de) 1991-08-14
US4784659A (en) 1988-11-15
FI871065A (fi) 1987-09-13
ES2025078B3 (es) 1992-03-16
GR3002895T3 (en) 1993-01-25
CA1283505C (en) 1991-04-30
FI871065A0 (fi) 1987-03-11
DE3772070D1 (de) 1991-09-19
MX165145B (es) 1992-10-29
MY100495A (en) 1990-10-30
MY104291A (en) 1994-02-28
US4902290A (en) 1990-02-20
EP0237037A2 (de) 1987-09-16
FI87143C (fi) 1992-12-10
DK127987D0 (da) 1987-03-12
ATE66126T1 (de) 1991-08-15
JPH0151263B2 (no) 1989-11-02
NO168083C (no) 1992-01-15
EP0237037A3 (en) 1988-04-06
NO870809D0 (no) 1987-02-26
DE3608158A1 (de) 1987-09-17
JPS62258666A (ja) 1987-11-11
FI87143B (fi) 1992-08-31
DK127987A (da) 1987-09-13
BR8701135A (pt) 1988-01-05
NO870809L (no) 1987-09-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
NO168083B (no) Vevsprotese av et poroest vevproteselegeme samt en fremgangsmaate for fremstilling derav
US4842575A (en) Method for forming impregnated synthetic vascular grafts
US5108424A (en) Collagen-impregnated dacron graft
US4747848A (en) Vascular grafts
CA1264207A (en) Collagen synthetic vascular graft composite
US5028695A (en) Process for the manufacture of collagen membranes used for hemostasis, the dressing of wounds and for implants
EP0698395B1 (en) Tubular polyetrafluoroethylene implantable prosthesis
JP3516399B2 (ja) 改良された軟質組織移植片
US5880242A (en) Nonpolymeric epoxy compounds for cross linking biological tissue and bioprosthetic grafts prepared thereby
JPH04501077A (ja) ウシ心膜材料の調製方法およびその用途
JP2011526510A (ja) 医療用デバイスのコーティング方法
US4772288A (en) Method for producing implantable ligament and tendon prostheses and prostheses produced thereby
KR20000057130A (ko) 인공 식도
JPH06285150A (ja) 人工血管
Tu et al. A compliant biological vascular prosthesis
SU1563701A1 (ru) Способ обработки протеза кровеносного сосуда
KR20240100305A (ko) 치과용 멤브레인 제조방법 및 치과용 멤브레인
KR20080071563A (ko) 혈관형성-촉진 기판
JPS61109569A (ja) 血管補綴物
JPH06125975A (ja) 創傷治癒用基材
JP2000325463A (ja) 神経再建用基材
CA2070701A1 (en) Method of producing grafts
CN1095954A (zh) 医用含碘冻干软化戊二醛猪皮及其制造方法
PL163226B1 (pl) Sposób wytwarzania protez naczyń krwionośnych