[go: up one dir, main page]

JPS6317461Y2 - - Google Patents

Info

Publication number
JPS6317461Y2
JPS6317461Y2 JP1979016782U JP1678279U JPS6317461Y2 JP S6317461 Y2 JPS6317461 Y2 JP S6317461Y2 JP 1979016782 U JP1979016782 U JP 1979016782U JP 1678279 U JP1678279 U JP 1678279U JP S6317461 Y2 JPS6317461 Y2 JP S6317461Y2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
rod
fibers
fiber
artificial blood
layer
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Expired
Application number
JP1979016782U
Other languages
English (en)
Other versions
JPS54120898U (ja
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 filed Critical
Publication of JPS54120898U publication Critical patent/JPS54120898U/ja
Application granted granted Critical
Publication of JPS6317461Y2 publication Critical patent/JPS6317461Y2/ja
Expired legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
    • B29C41/00—Shaping by coating a mould, core or other substrate, i.e. by depositing material and stripping-off the shaped article; Apparatus therefor
    • B29C41/02—Shaping by coating a mould, core or other substrate, i.e. by depositing material and stripping-off the shaped article; Apparatus therefor for making articles of definite length, i.e. discrete articles
    • B29C41/08—Coating a former, core or other substrate by spraying or fluidisation, e.g. spraying powder
    • B29C41/085—Coating a former, core or other substrate by spraying or fluidisation, e.g. spraying powder by rotating the former around its axis of symmetry
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/04—Hollow or tubular parts of organs, e.g. bladders, tracheae, bronchi or bile ducts
    • A61F2/06—Blood vessels
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/18—Macromolecular materials obtained otherwise than by reactions only involving carbon-to-carbon unsaturated bonds
    • D—TEXTILES; PAPER
    • D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
    • D04H—MAKING TEXTILE FABRICS, e.g. FROM FIBRES OR FILAMENTARY MATERIAL; FABRICS MADE BY SUCH PROCESSES OR APPARATUS, e.g. FELTS, NON-WOVEN FABRICS; COTTON-WOOL; WADDING ; NON-WOVEN FABRICS FROM STAPLE FIBRES, FILAMENTS OR YARNS, BONDED WITH AT LEAST ONE WEB-LIKE MATERIAL DURING THEIR CONSOLIDATION
    • D04H1/00—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres
    • D04H1/40—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres from fleeces or layers composed of fibres without existing or potential cohesive properties
    • D04H1/58—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres from fleeces or layers composed of fibres without existing or potential cohesive properties by applying, incorporating or activating chemical or thermoplastic bonding agents, e.g. adhesives
    • D04H1/64—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres from fleeces or layers composed of fibres without existing or potential cohesive properties by applying, incorporating or activating chemical or thermoplastic bonding agents, e.g. adhesives the bonding agent being applied in wet state, e.g. chemical agents in dispersions or solutions
    • D—TEXTILES; PAPER
    • D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
    • D04H—MAKING TEXTILE FABRICS, e.g. FROM FIBRES OR FILAMENTARY MATERIAL; FABRICS MADE BY SUCH PROCESSES OR APPARATUS, e.g. FELTS, NON-WOVEN FABRICS; COTTON-WOOL; WADDING ; NON-WOVEN FABRICS FROM STAPLE FIBRES, FILAMENTS OR YARNS, BONDED WITH AT LEAST ONE WEB-LIKE MATERIAL DURING THEIR CONSOLIDATION
    • D04H1/00—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres
    • D04H1/70—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of fibres
    • D04H1/72—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of fibres the fibres being randomly arranged
    • D04H1/732—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of fibres the fibres being randomly arranged by fluid current, e.g. air-lay
    • D—TEXTILES; PAPER
    • D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
    • D04H—MAKING TEXTILE FABRICS, e.g. FROM FIBRES OR FILAMENTARY MATERIAL; FABRICS MADE BY SUCH PROCESSES OR APPARATUS, e.g. FELTS, NON-WOVEN FABRICS; COTTON-WOOL; WADDING ; NON-WOVEN FABRICS FROM STAPLE FIBRES, FILAMENTS OR YARNS, BONDED WITH AT LEAST ONE WEB-LIKE MATERIAL DURING THEIR CONSOLIDATION
    • D04H1/00—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres
    • D04H1/70—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of fibres
    • D04H1/76—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of staple fibres or like relatively short fibres characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of fibres otherwise than in a plane, e.g. in a tubular way
    • D—TEXTILES; PAPER
    • D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
    • D04H—MAKING TEXTILE FABRICS, e.g. FROM FIBRES OR FILAMENTARY MATERIAL; FABRICS MADE BY SUCH PROCESSES OR APPARATUS, e.g. FELTS, NON-WOVEN FABRICS; COTTON-WOOL; WADDING ; NON-WOVEN FABRICS FROM STAPLE FIBRES, FILAMENTS OR YARNS, BONDED WITH AT LEAST ONE WEB-LIKE MATERIAL DURING THEIR CONSOLIDATION
    • D04H3/00—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length
    • D04H3/02—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of yarns or filaments
    • D04H3/07—Non-woven fabrics formed wholly or mainly of yarns or like filamentary material of substantial length characterised by the method of forming fleeces or layers, e.g. reorientation of yarns or filaments otherwise than in a plane, e.g. in a tubular way

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Textile Engineering (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Gastroenterology & Hepatology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • General Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)
  • Artificial Filaments (AREA)
  • Spinning Methods And Devices For Manufacturing Artificial Fibers (AREA)
  • Nonwoven Fabrics (AREA)

Description

【考案の詳細な説明】 本考案は人工血管に関するものである。
人工血管ではくだ（管）が使用され、これは人
又は動物にその動脈及び静脈の一部分に使用され
る。人工血管は外科の目的に役立つ。
継目がなく、襞をとつた、縮んだ、織られた、
編まれたくだとにつくられている人工血管が公知
である。このくだの襞どりはくだが強い撓み応力
を受けた時に曲折（折れる）することができるこ
とを回避する。くだが曲折されると、中を通過す
る血液は強く絞られて域は完全に閉塞されるであ
ろう。しかし襞どりは移植後成長して又はその後
も曲折が起る限り再び消失する。襞どりは更に流
動血液中に乱流を惹起し、このことは非常に不利
なことである。襞どりによつて組織を形成する織
糸も損傷され、それによつて人工血管が弱められ
る。これらの人工血管は更に度々不利な特性を有
する。即ち人工血管は常に最初から織られた人工
血管では織られた人工血管の結合組織の不可避の
成長によつて半径方向に非弾性的にされ、自然の
血管の有する特性を有さない、自然の血管は血圧
の上昇の際に弾性的に拡げられ、血圧が低下した
場合には弾性的に狭窄するからである。
編まれた血管はまた自然の血管（動脈又は静
脈）との結合個所にこの人工血管を自然の血管と
結合するための継目は人工的に編まれた血管によ
つて総付けされてつくられうる。
更に微小孔付、半径方向に非弾性的従つて弾性
的に拡がることのできないポリテトラフルオルエ
チレン（PTFE）から成る管として形成された人
工血管が公知である。この管は割れの危険は回避
されるが半径方向の拡がりの可能性のないのが欠
点である。またこの管の材料はクリープを生じ、
これに管は長時間に亘つて不可逆的的にゆつくり
拡がり、そのために血液の物理化学的流動状態が
変わり、このことは不利なことでありかつ望まし
くないことである。
本考案の課題は曲折の危険なしに比較的小さい
曲率半径まで弾性的に曲げられることのできる人
工血管を創造することである。更に本発明によつ
て所望の場合、最初だけ半径方向の弾性拡張可能
であるのではなく、むしろこの半径方向の弾性拡
張性は移植後でも尚数年又は場合によつては多年
に亘つて保持され、その結果そのような人工血管
は移植の後変動又は脈動血圧によつて可逆的に拡
張され、狭窄され、自然の動脈及び静脈の有する
特性を有する。
更に本考案の目的は弾性特性が自然の動脈及び
静脈に適合され、前記公知の人工血管とは異なる
人工血管を創造することである。
粘着された単繊維から形成されたくだは自然の
動脈及び静脈に非常に近似した優れた弾性特性を
有する。人工血管は弾性的に可撓的であり、その
際曲折の危険なしに直接比較的小さい曲率半径が
得られることができる。例えば４mmの内径の円筒
状人工血管に対する医学的要求はそれが曲折なし
に曲率半径20mmに彎曲されることであつた。研究
の頭初において15mmの許容曲率半径をもつた直線
人工血管の製造が行われた。本考案による方法は
直線人工血管がつくられ、この血管は自然の動脈
及び静脈のように半径方向に拡張可能である。身
体に移植後この半径方向の弾性拡張可能性が多年
の間保持される必要がある場合このことは相互に
粘着された単繊維から形成されたくだが移植後そ
こで結合組織が深く成長することができないよう
に形成されて達成される。身体の結合組織がくだ
の表面でのみ僅かの部分が成長し、又はくだにこ
れと結合して表面でのみ成長する場合に半径方向
の拡張可能性は阻害されない。このことは単繊維
から成るくだの中空室が閉鎖され、又は中空室が
相互に粘着された単繊維から成るくだが多孔性で
ある場合にくだを合成樹脂又は他の好適な材料か
ら成る、結合組織のための不透明フイルムによつ
て被覆し、例えばくだをポリマー溶液中に回転し
ながら挿入す。浸漬法においてくだの周囲面上結
合組織を透過させない合成樹脂フイルムを形成す
るようにしてつくることによつて達成される。一
般に移植の後半径方向の拡張可能性を単繊維から
成るくだをその中空室が閉ざされるように製造す
ることによつて確保することは特に好適である。
このことは非常に僅かな繊度の繊維が使用され、
繊維は粘着性表面の比較的低い粘性をもつて棒に
からまることによつて達成され、その結果これら
の繊維を巻付けてくだをつくる際に粘着する表面
層は交叉する繊維によつて区画された中空室をそ
のまゝにして、くだの外被を貫く小孔ではなく、
むしろ中へ結合組織が成長することができない閉
鎖された中空室が生ずるように繊維が方向づけさ
れる。
これに対して繊度の大きな繊維及び又は棒に到
達した際に最早流動しない非常に薄い粘着表面層
を有する場合単繊維から形成される多孔性又は高
多孔性のくだが得られる。この場合結合組織はく
だの壁を完全に貫いて生長し、こうして移植とし
てのこのくだは時間の経過とともに半径方向の弾
性拡張可能性を失なう。本考案による方法は所望
に従つて弾性的に拡張可能に或は移植後はもとの
弾性拡張可能性を失なう人工血管がつくられるこ
とができる。
更に相異なる弾性率の繊維の選択によつてくだ
に対する一つ又は多くの相異なる特定方向への繊
維の蓄積、棒の速度又は棒のまわりの空気循環の
調整、使用された繊維の長繊維ダイヤクラム更に
は所望の半径方向の弾性率、可撓性、曲折強度及
び単繊維から得られるくだのその外の特性を得な
ければならない。
人工血管の外表面は有利に大抵単繊維からの製
造によつて得られる粗い形態のまゝ放置されるこ
とができる。そのわけはこのことは多くの場合に
少なくとも、人工血管の所望の表面特性に相応
し、その特性は移植後の人工血管での結合組織の
迅速かつ安全な生長を保証し、移植の位置は動脈
又は静脈の一部分を形成する人工血管を固定する
からである。しかし所望な個所で人工血管が平滑
な外表面を有する場合にもありうる。このことは
必要な場合に好適な後処理、例えば合成樹脂から
成る平滑な被覆の被嵌によつて困難なしに達成さ
れる。
同様に本考案による人工血管の内表面は単繊維
によつて制限された粗さのまゝにされることがで
き、域は種々の方法で達成されうる他の好適な状
態を含む。好適な実施形では人工血管の製造の際
に単繊維が可撓性フイルム、好ましくは弾性合成
樹脂フイルムから成り、棒上にある継目のないく
だの上に被嵌され、それが仕上げられた人工血管
の内側くだを形成することが考えられうる。そし
て内側くだはフイルムから成るので直接必要な場
合に人工血管の完全に平滑な内表面を形成するこ
とができる。必要な場合には仕上げられたくだと
して棒上に被嵌されたフイルム状内側くだも液体
透過性でありうるか、域は特定の血液構成部分の
ためにのみ不透過性で他の血液構成部分を、例え
ば酵素を透過可能でありうる。この内側くだは結
合組織のために不透過性であり得、従つて結合組
織が壁を通つて人工血管の管腔中に生長しうるこ
とを回避する。
人工血管において結合組織が外方から管腔中に
生長しえないように形成される場合にこのことは
従来許容されたよりも小さい直径の管腔の人工血
管を使用することを可能にする。従来使用された
人工血管は常に多孔性であつてその結果常に結合
組織は管腔中に生長し、かつ狭さくすることがで
き、その結果管腔の直径の安全性の理由から管径
はあまり小さすぎてはいけなかつた。本考案によ
る人工血管でも既に述べたように多孔性につくら
れ、同様に管腔中に結合組織が生長することがで
きる。
新らしい人工血管では自然の動脈に類似させる
ために必要な外科針の突刺しのための力消費は前
述した公知の人工血管の場合よりも少ない。
本発明による人工血管は相異なる形態を付与さ
れることができる。人工血管は円筒状、例えば真
円円筒又は楕円円筒でありうる。その横断面は円
形、非円形、楕円等でありうる。その直径及び又
は横断面形は長さに亘つても変えられ、連続的に
又は段階的にも変えられうる。
単繊維の製造は種々の方法で行われることがで
きる。本考案による方法の好適かつ特別に有利な
実施形では全ての繊維又は繊維の少なくとも大多
数が繊維スプレー、即ちポリマー溶液がスプレー
ノズル及び噴霧ノズルから圧力をもつて噴射され
ることによつて生成され、その際この溶液が空中
へ出た直後に繊維を形成し、繊維は相異なる長さ
と太さを有し、その繊維はスプレー圧力のみによ
つて或はノズル開口からポリマー溶液と一緒に流
出する圧縮空気によつて形成されうる付加的空気
流によつて棒へと搬送される。この際、空気案内
に従つて全ての繊維が棒へと達するわけではな
い。損失繊維は再び溶解され、その溶液が再び使
用される。
一般に当該人工血管の全ての単繊維が繊維スプ
レーによつて生ずる場合に特別に有利である。繊
維スプレーは繊維を生成し、繊維は製造直後に粘
着表面を有し粘着表面は困難なしにそれが棒上に
巻付けられる間粘着性を保ちうる。これに対して
多くの場合可能でもありかつ合目的的でありうる
ことであるが、個々の繊維が繊維束、例えば区間
上でつくられた繊維束の溶解によつて得られ、棒
へと空気圧によつて搬送されて、それから棒への
飛行の間この繊維が溶剤又は結合剤と接触しなけ
ればならず、それによつて表面は粘着性になりこ
れらの繊維が繊維スプレーによつて得られた繊維
と合せて使用され、スプレー工程中につくられた
粘着繊維によつて接合されることになる。
ポリウレタンから成る単繊維が特別に有利であ
ると実証された。その弾性率は研究で示されたよ
うに特別に好適な半径方向の弾性特性を有する人
工血管に通じる。しかし特に合目的的である場合
には合成樹脂、特に熱可塑性樹脂から成る他の繊
維も使用されることができる。
くだにするために棒上への単繊維の巻付は好ま
しくは棒の回転によつてのみ行われることができ
る。しかしこの巻付は棒のまわりに循環する。好
ましくは棒の軸線方向に向いた成分を有しうる。
即ち棒をスパイラル状又はらせん状にとり巻いて
流れることができる空気流によつて作用すること
も考えられる。必要な場合には、そのような循環
空気流動は棒の回転とも合成されることができ
る。またスプレー法によつてつくられた繊維では
ポリマー溶液をスプレーするスプレー又は噴射ノ
ズルの棒のまわりに回転させることも考えられ
る。
更に単繊維がこれを搬送する引渡しロール対か
ら直接棒又は型中に把持されたくだの周囲に供給
され、即ち空気圧的中間搬送なしに供給され、そ
して単繊維が巻付線又はその前に粘着剤又はその
表面と粘着する溶剤に接触することが考えられう
る。棒へのその他の搬送、例えば単繊維の静電気
的搬送も考えられうる。
例に多くの場合に同一長繊維ダイヤグラムの一
種類の単繊維のみの使用で充分であるとしても、
必要にならない。
図面に基いて本考案の実施例を説明する。
第１図中１０は空気圧による噴射ノズルを表わ
し、これは圧縮空気源１２から供給される圧縮空
気のためのはめ管１１を有し、圧縮空気は管路１
３と支流管路１４を経てリング室１５に入り、そ
こから管路１８を取囲んでいるリング溝１６を通
つて流出し、その際管路１８から流出するポリマ
ー溶液は単繊維の形成のためにスプレーされる。
このポリマー溶液はこの圧縮空気から生ずる負圧
によつて吸引されそして或はポリマー溶液を含む
貯蔵タンク１７の内部に生じた過圧によつて管路
１８から流出する。貯蔵タンク１７は要望に従つ
て内側を過圧にしうるし、過圧にされないことも
できる。ポリマー溶液に必要な量は調整針１８′
によつて調整可能である。
ポリマー溶液では好ましくは液状ポリウレタン
溶液が対象とされるが、管路１８からの流出の後
に単繊維を生ずる合成樹脂の他の好適な溶液も対
象となり、その製造は繊維噴霧されることができ
る。ポリマー溶液は圧縮空気によつてスプレーさ
れ、その結果流動方向に噴射ノズル１０は空中に
おいて前述の合成樹脂繊維を形成し、繊維は短時
間の間粘着性表面層を有し、その粘度はポリマー
溶液の溶剤割合によつて調整可能である。
ノズル１０から距離Ｌに棒１９が配設されてお
り、その縦軸線は合目的的に点２０においてノズ
ル１０の縦軸線と交わる。しかし必要な場合には
ノズル１０の縦軸線の側方を通るようにすること
ができる。必要な場合には棒の場合に合目的的で
あるように噴射ノズルのための他の配列を有する
こともできる。特に人工血管の製造の間棒の位置
を不連続的に又は連続的に調整することが有利で
ある。
棒１９はこの実施例においてモータによつて又
は手動によつて投影面内で点２０のまわりを実線
で示した位置から矢印Ａの方向に180゜回動可能で
ある。この棒１９は更にモータ２１によつて調整
可能な回転数で縦軸線のまわりに回転可能であ
る。回転数は例えば20〜200r.p.mになり得、そし
て必要に従つて一定に調整され或は人工血管の製
造中に変えられる。
棒１９では円筒棒、円錐その他の回転対称又は
回転非対称棒を対象とする、これは棒の上に形成
されるべき人工血管２３（動脈又は静脈）の管腔
のためである。
噴射ノズル１０の縦軸線と同列にある棒１９の
点線で表わされた位置から棒の両側の方向に測つ
た角度は＋ａと−ａで表わされる。
棒上における人工血管２３の製造のために一般
に角度ａは＋45゜〜＋90゜及び−45゜〜−90゜が問題
となる。原線維が層状に交叉する自然の動脈及び
静脈の構成に倣つた形成において繊維からつくら
れたくだ２５も、隣接した層の繊維がクロスする
一つの層構造を有することが合目的的であり、そ
のために棒１９は角度＋ａに繊維層を構成する際
及び−ａの角度に上層繊維層を構成する際に調整
される。例えば繊維層２５′（第２図）とその縦
軸線のまわりに回転する棒１９上に形成すること
ができ、その際角度ａ＝＋50゜、そして後に棒１
９を角度ａ＝−60゜に調整し、そしてこの角度調
整において、別の繊維層２５″をこの棒１９の回
転の下に棒１９上その縦軸線のまわりに被嵌する
ことが行われる。繊維層２５″及び２５′は相互に
固く結合されることができ、或は人工血管への要
請に従つて相互に緩く被嵌られることもできる。
棒１９上につくられた動脈又は静脈の形の人工
血管の横断面を示す第２図中、この人工血管２３
はフイルム状内側くだ２４及び相互に粘着された
単繊維から成る外側くだ２５から成る。外側くだ
は同軸の層２５′及び２５″から成り、その際前に
示したように単繊維は各層２５′，２５″において
所定の特定（優先）方向を有する。これらの両特
定方向は相異なり、かつ好ましくは交叉的にされ
ることができる。
第１図においてノズル１０と点２０との間の間
隔はＬで表わされている。
棒１９は金属又はその他の材料から成ることが
できる。棒は好ましくは合成樹脂から成り、の結
果棒は溶液による人工血管２３の製造の後その内
室から離隔されることができ、こうして人工血管
の損傷の危険は回避される。
次にこの実施例の棒１９上での人工動脈又は人
工静脈２３の製造を次に詳しく説明する。
この有利な実施例において噴射ノズル１０を通
つて下流に、そこに生じた尚粘着性の単繊維から
リング〓間１６から流出する圧縮空気によつての
み棒１９まで吹付けられ、その結果棒に対してこ
の繊維の空気輪送のための他の空気は不必要であ
る。全ての繊維が棒に達するものではないことは
自明である。棒１９の側方を通過する繊維は集収
され、再び溶液されることができる。
この図示の特別に有利な製造方法では次の場合
である。スプレー法においてつくられた繊維は相
異なる長さと相異なる繊度を有する。この繊度及
び長繊維ダイヤグラムは管路１８から流出し又は
圧縮空気によつて生ずる負圧によつて或はポリマ
溶液を含有する貯蔵タンク１７中に生ずる過圧に
よつて、そして更にポリマー溶液の種類によつて
及び管路から流出するポリマー溶液の流量によつ
て変えられる。ポリマー溶液の粘度は常に溶剤の
相異なる割合によつて相違して調整されることが
でき、そしてこうして繊維の粘着特性並びに繊維
の長さ等が変えられることができる。単繊維の弾
性率は使用された合成樹脂に従つて調整される。
既に述べたように好ましくはポリウレタン溶液が
ポリマー溶液として用いられることができる。
第１図に示した装置によつて単繊維から成るく
だ２５（その際フイルム状内側くだ２４がある場
合には人工血管２３の外側くだが対象とされる
が、必要な場合にはフイルム状内側くだも省略さ
れることができる）が有利に繊維スプレーによつ
て発生し、ノズル１０のリングスロツト１６から
流出する圧縮空気によつて生ずる空気流によつて
空気圧的に棒１９に搬送される単繊維は製造中の
人工繊維くだ２５の外周面の少なくとも一側面に
繊維ひげ２８を形成し、その際縦軸線のまわりの
棒１９の回転数はこの繊維ひげ２８の長さが好ま
しくは最長の単繊維の長さに大凡相応することが
できる平均値を有するように定められている。新
たに到達する単繊維はその粘着表面を繊維ひげ２
８に粘着する。繊維ひげ２８は噴射ノズル１０か
らみて棒１９の縦側面に噴射ノズル１０から離れ
る方向に延在し、そして棒１９の回転方向Ｃに従
う回転によつてその縦軸線のまわりで棒１９の周
囲上に巻付けられる。繊維ひげの基底は製造中の
人工血管の母線２９又はその都度の外周面２９′
に始まる。方法条件に従つて繊維ひげ２８（第３
図）は母線１９に形成され、或は二つの繊維ひげ
２８（第４図）が二つの直径上で向い合つて位置
する母線２９及び２９′に形成され、その際その
都度空気流Ｂが各くだの周囲に接する母線であ
る。第３図及び第４図においてＣによつて回転方
向を表わす。しかし棒１９の回転数は既にのべた
ように常に繊維ひげ２８が存在するように定めら
れ、その結果新たに到達し、これに達する単繊維
はこの繊維ひげに「粘着され」成程その開放端は
延ばされている。この繊維ひげ２８が新たに到達
した繊維によつて長くされるための速度と同一速
度によつて繊維ひげは棒１９上に巻付けられ、そ
の結果繊維ひげ２８の静止の長さが得られる。新
たに到達した繊維はオープン・エンド・スピン方
法と類似して繊維ひげにまつわりつき、その開放
端は延ばされている。しかしこの単繊維は撚糸状
に巻付けられるのではなく、噴射ノズル１０から
流出する圧縮空気によつて生じ、棒１９には矢印
Ｂで示す方向を有する空気流がこの空気流動方向
Ｂに方向づけされ、そしてこの方向によつて棒１
９上に巻付けられる。その際角度ａは＋90゜及び
−90゜よりも小さく、0゜よりも大きい場合に棒１
９上での繊維ひげ２８の繊維のらせん状の巻付が
行われる。その際長さに従つて繊維は棒１９のま
わりで360゜よりも小さい角度、360゜又はそれ以上
の角度に延在する。繊維噴射では360゜よりも僅か
だけ棒のまわりに巻付けられることができる繊維
並びに360゜よりも大きく棒のまわりに巻付けられ
ることもできる。
繊維ひげ２８を形成する単繊維は相互に正しく
平行には向けられておらず、むしろ空気流動方向
Ｂに対して平行の特定方向のみを有する。ひげ２
８へのこの単繊維の到達の後にばらばらの繊維も
部分的に空気流Ｂに対して横に延在することがで
きる。しかしこの場合に繊維ひげ２８における繊
維の特定方向が調整され、従つて単繊維から成る
くだ２５中においても調整され、その際この特定
方向は角度ａの変化によつて＋90゜と−90゜との間
で連続的に又は不連続的に変えられることができ
る単繊維の交叉した特定方向を有する多くの層２
５′及び２５″（第２図）を形成することは特に有
利である。勿論二つ以上の層も形成されることが
できる。
第１図に示された装置は従来不可能であつたよ
うな極端に大きな変形性をもつようにつくられる
人工血管を可能にする。
実施例 次に、第１図に示された装置によつて実施れ、
人体に特に好適な人工血管をつくることができた
二、三の特別な製造例である。
次の製造例では次の物理量が用いられた。
距離Ｌ＝1.5m、 噴射ノズル１０として使用され、レヒラ社から
DRS142という商品番号で供給された空気圧収噴
射ノズル。
噴射ノズル１０の入口の圧縮空気圧は2.5パー
ルである。噴射ノズル１０を通る圧縮空気の流速
は16Nm3／ｈである。
タンク１７中には常に中にあるポリマー溶液を
負荷しているバールの一定圧力が保持された。
縦軸線のまわりの棒１９の回転数は20〜50r.p.
mである。
実施例 １ 棒１９として外径４mmのポリビニルアルコール
から成る円形棒１９が使用された。棒上で処方１
によるポリウレタン溶液のスプレーによつて人工
血管がつくられ、相互に粘着された単繊維のみか
ら成る。
ポリウレタン溶液のスプレー量は200グラムで
あり、スプレー時間は17分である。
人工血管として二層から成るくだがつくられ、
その際各層の製造の間棒１９は常時回転し、その
都度所定の角度ａに調整される。
１ 層 角度ａ＝＋60゜ 層厚さ 0.45mm ２ 層 角度ａ＝−60゜ 層厚さ 0.45mm 人工血管の壁厚は0.9mmである。
棒１９上で22℃で５分間乾燥した後に人工血管
が棒１９から外され、次の乾燥のために懸吊支持
された。
得られた人工血管の内表面は繊維的に粗く、壁
は多孔性であつた。外表面は同様に繊維的に粗か
つた。
実施例 ２ 棒１９として６mmの外径壁厚１mmのポリビニル
アルコールから成る円筒状くだが使用され、くだ
は４mmの外径の円筒鋼棒上に被嵌された。
更に内側フイルム状くだが被嵌された。このた
めに使用されたポリマー溶液は処方２に従つてつ
くられた。製造された内側フイルム状くだの厚さ
は0.07mm、繊維のスプレーのために処方３による
ポリマー溶液が使用された。
ポリマー溶液のスプレー量は200gであり、ス
プレー時間は12分である。棒１９の回転の下に短
い時間間隔において二つの繊維層がつくられ、そ
の層において繊維は相異なる特定方向を有する。
１ 層 角度ａ＝＋45゜ 層厚さ0.35mm 使用したポリマー溶液：100g ２ 層 角度ａ＝−45゜ 層厚さ0.35mm 使用したポリマー溶液：100g 両層は相異なる層厚さを有し、その際第一層は
大きな繊維厚さ、第二層は小さい繊維厚さを有す
る。
このことは２層２５″に対する１層25′の製造の
際にノズル１０を通るポリマー溶液の高い時間的
装入量（第１図の針１８′による調整）によつて
達成される。
室温22℃で棒上に15分間人工血管を乾燥した後
人工血管は棒から外され、次の乾燥のために懸吊
支持された。フイルム状内側くだから及びこれと
固着され二層の繊維外側くだから成る人工血管は
平滑な内表面と繊維の粗い外表面を有する。内側
フイルム状くだは結合組織の生長を阻止する。し
かし結合組織は１層〜２層まで生長し、それによ
つてこの人工血管は移植される身体に位置固定さ
れる。
実施例 ３ 直径４mmの鋼棒１９が使用された、内側フイル
ム状くだとして市販のスクリユー押出方法によつ
て継目なしにつくられたフイルム状管が使用さ
れ、これは処方４の製造のために使用されたと同
一基材から成る。フイルム状管の壁厚さは0.1mm
である。繊維スプレーのために使用されたポリマ
ー溶液は処方４によつてつくられ、スプレー量は
275g、同一繊維密度の二つの繊維層がつくられ
た。
１ 層：角度ａ＝＋50゜ 層厚さ 0.5mm ２ 層：角度ａ＝−60゜ 層厚さ 0.5mm スプレー時間 12分 総層厚さ 1.1mm 仕上げられた人工血管は棒１９から外され、室
温での乾燥のために懸吊支持された。非常に平滑
な内表面を備えた人工血管が得られた。外表面は
粗くかつ多孔質ではなかつた。使用された処方。
処方 １ 出発生成物は顆粒状の芳香族ポリエチルウレタ
ンであり、B.F.商会（オランダ国ゴツドリツヒ）
製で、商品番号ESTANE5714FI樹脂である。
このポリウレタンの特性 比重 1.11gr／cm3 引張強度 3600N／cm2 破壊伸び 560％ シヨア硬度Ａ 80゜ この顆粒10部をアセトン14部、N.Nデメチル
フオルムアミド10部中に溶解する。
処方 ２ 出発生成物とに脂肪族ポリエステルウレタンが
使用された。これはバイヤー商会から商品番号
「Impranil ELH」で販売れており、溶液である。
特 性 溶液の粘度 350ポイズ（25℃） フイルム特性 シヨアＡ硬度 88゜ 引張強度 5200N／cm2 破壊伸び 420％ Emporail ELH 溶液キシロール／イソプロ
パノール／エチルグリコール＝29：20：21、略30
％。
この溶液40部をイソプロパノール５部、トルオ
ール40部、N.Nヂメチルフオルムアミド15部で
希釈された。
処方 ３ 出発材料は処方２と同一、パイヤ商会の脂肪族
ポリエステルウレタンの30％溶液である。この溶
液200部がアセトン25部、ホルオル150部、及びイ
ソプロパノール20部で稀釈された。
処方 ４ 基材は顆粒状のポリエーテルウレタンであり、
米国UPTOHN社の商品番号「pellethane
CPR2363−80Aウレタンエラストプラスチツクポ
リマー」である。
特 性 比重 1.13g／cm3 引張強度 4200N／cm2 破壊伸び 550％ この顆粒400部をアセトン650部、イソプロパノ
ール70部、n.nデメチルフオルムアミド300部中に
溶解した。
その他 新しい方法でつくられた人工血管は後処理さ
れ、例えば人工血管の所望の境界面特性に従つて
人工血管を親水性又は非親水性にするために行わ
れる。このために好ましくは人工血管の内表面の
連続処理目的であり、その際この処理方法は自体
合成樹脂では公知であり、その結果この処理方法
は当業者にとつては詳しい説明は必要ない。
ａ ポリマーへのラジカルイニシエータの追加に
よる移植。
ｂ 表面のγ線放射、それによりポリマーの化学
的変換。
ｃ 保護ガス給入の下にモノマーの存在の下に表
面のγ線放射。
ｄ ポリマー表面への他のポリマー分の付着、ポ
リマー表面は血液及び構成部分に対する所望か
つ必要な境界面特性を有し、従つてもとのモノ
マーのそのようにして得られた表面を特徴づけ
ている。
他の公知の方法も好適であり、その方法は人工
血管の内表面の境界面特性を変形することであ
る。
例えば繊維層２５′及び２５″のように複数の繊
維層がつくられる場合に方法は選択的に隣接の層
が相互に粘着されるか粘着されていないようにさ
れうる。粘着されない場合、一つの層は内方にあ
る層が緩く把持され、それによつてこの層は重な
つた層表面の粗さによつて軸線方向における移動
が回避されている。隣接した層の粘着は一つの層
から次の層への移行の際に先につくられた層の外
表面が乾燥されない場合に簡単な方法で達成され
る。即ち繊維スプレーとともに棒１９の角度調整
の間に続行されるか、或は繊維スプレーが先につ
くられた層の表面が次の層のための最初の繊維の
到達の際に尚粘着性をもつている程短い時間のみ
中断され：そしてその際棒１９を新しい角度位置
に調整する。これに対して一つの層の製造の後に
繊維スプレーがこの層の外表面が乾燥するまでの
間中断され、それからはじめて次の層の製造が開
始される場合、上記の実施例では第２層の繊維が
第一層の繊維に達しても両層の間に粘着は生じな
い。
第１図において図示の装置は単一の噴射ノズル
を有する。棒上には繊維スプレーによつて生成さ
れ、棒に巻付けられた繊維から成るくだが形成さ
れ、その長さは大略棒１９の部分によつて決定さ
れ、棒は噴射ノズル１０から生じた円錐形の繊維
−空気流動の内方にある。共通に繊維の状態に従
つて人工血管の両端を切ることは勿論合目的的で
ある。より長い人工血管をつくる場合、単一の噴
射ノズル１０によつて棒１９の軸線方向の移動な
しにつくられることができるが、二つ又はそれ以
上の噴射ノズルが好適な間隔に配置されることが
でき、この間隔は同時に相応した長い棒１９上の
相応した長い人工血管がつくられる。
【図面の簡単な説明】
第１図は本考案による人工血管がつくられるた
めの装置の実施例の正面図、第２図は本考案によ
る人工血管の拡大横断面図、そして第３図及び第
４図は、本考案による人工血管の拡大横断面図で
あつて繊維ひげ２８，２８′を表わしている。

Claims (1)

  1. 【実用新案登録請求の範囲】 ポリウレタンの複数の層から成り、各層はポリ
    ウレタンの単繊維から成り、かつ各単繊維が単繊
    維形成時の一時的な表面の粘着性によつて相互間
    で及び上下に重なつて交叉している個所で相互に
    粘着されて単繊維のみから成る緊密なくだ２５が
    形成されており、 くだ２５は各層毎にその周方向又はこれに対し
    て交叉する方向に単繊維の特定方向を有する複数
    の層２５′，２５″によつて構成されていることを
    特徴とする人工血管。
JP1979016782U 1978-02-14 1979-02-14 Expired JPS6317461Y2 (ja)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE2806030A DE2806030C2 (de) 1978-02-14 1978-02-14 Verfahren zur Herstellung einer schlauchförmigen Blutgefäßprothese

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS54120898U JPS54120898U (ja) 1979-08-24
JPS6317461Y2 true JPS6317461Y2 (ja) 1988-05-18

Family

ID=6031840

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP1979016782U Expired JPS6317461Y2 (ja) 1978-02-14 1979-02-14
JP58234434A Granted JPS59181149A (ja) 1978-02-14 1983-12-14 人工血管の製造方法

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP58234434A Granted JPS59181149A (ja) 1978-02-14 1983-12-14 人工血管の製造方法

Country Status (10)

Country Link
US (1) US4474630A (ja)
JP (2) JPS6317461Y2 (ja)
BE (1) BE874130A (ja)
BR (1) BR7900888A (ja)
CH (1) CH641343A5 (ja)
DE (1) DE2806030C2 (ja)
FR (1) FR2416686B1 (ja)
GB (1) GB2015118B (ja)
IT (1) IT1113423B (ja)
NL (1) NL187667C (ja)

Families Citing this family (91)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2965672D1 (en) * 1978-10-10 1983-07-21 Ici Plc Production of electrostatically spun products
DE2951566C2 (de) * 1979-12-21 1984-04-19 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V., 8000 München Verfahren zur Herstellung von Schläuchen mit einer dünnen Innenschicht
DE3019996A1 (de) * 1980-05-24 1981-12-03 Institute für Textil- und Faserforschung Stuttgart, 7410 Reutlingen Hohlorgan
DE3131073A1 (de) * 1981-08-05 1983-02-24 Institute für Textil- und Faserforschung Stuttgart, 7410 Reutlingen Verfahren zur herstellung von fasern fuer technische zwecke, nach dem verfahren hergestellte fasern fuer technische zwecke und ihre verwendung
FR2522696B1 (fr) * 1982-03-05 1986-04-11 Ontario Research Foundation Materiau polymere poreux de forme tubulaire utilisable notamment comme prothese vasculaire et son procede de fabrication
GB2120946B (en) * 1982-06-02 1985-11-06 Ethicon Inc Improvements in synthetic vascular grafts
US4731215A (en) * 1982-06-07 1988-03-15 Biax Fiberfilm Corporation Process for forming non-woven webs from highly oriented melt blown fibers
GB2145443B (en) * 1983-07-21 1986-07-23 Ethicon Inc Improvements in fibrous structures
GB2195251A (en) * 1986-09-02 1988-04-07 Ethicon Inc Improvements in synthetic vascular grafts
CH677186A5 (ja) * 1989-02-28 1991-04-30 Sulzer Ag
US5084065A (en) * 1989-07-10 1992-01-28 Corvita Corporation Reinforced graft assembly
DE3943412A1 (de) * 1989-12-30 1991-07-11 Braun Melsungen Ag Transcutaner implantatkatheter
US5305740A (en) * 1991-09-12 1994-04-26 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services Sealing means for endotracheal tubes
US5628782A (en) * 1992-12-11 1997-05-13 W. L. Gore & Associates, Inc. Method of making a prosthetic vascular graft
US5716395A (en) * 1992-12-11 1998-02-10 W.L. Gore & Associates, Inc. Prosthetic vascular graft
US8697108B2 (en) * 1994-05-13 2014-04-15 Kensey Nash Corporation Method for making a porous polymeric material
BE1009277A3 (fr) * 1995-04-12 1997-01-07 Corvita Europ Tuteur auto-expansible pour dispositif medical a introduire dans une cavite d'un corps, et son procede de preparation.
BE1009278A3 (fr) * 1995-04-12 1997-01-07 Corvita Europ Tuteur auto-expansible pour dispositif medical a introduire dans une cavite d'un corps, et dispositif medical muni d'un tel tuteur.
US5700269A (en) * 1995-06-06 1997-12-23 Corvita Corporation Endoluminal prosthesis deployment device for use with prostheses of variable length and having retraction ability
FR2737664B1 (fr) * 1995-08-08 1998-12-24 Vascor Inc Procede pour la production d'un dispositif implantable hemocompatible, et dispositif implantable ainsi produit
DE19539449A1 (de) * 1995-10-24 1997-04-30 Biotronik Mess & Therapieg Verfahren zur Herstellung intraluminaler Stents aus bioresorbierbarem Polymermaterial
US5628788A (en) * 1995-11-07 1997-05-13 Corvita Corporation Self-expanding endoluminal stent-graft
CA2199890C (en) * 1996-03-26 2002-02-05 Leonard Pinchuk Stents and stent-grafts having enhanced hoop strength and methods of making the same
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
US6165217A (en) * 1997-10-02 2000-12-26 Gore Enterprise Holdings, Inc. Self-cohering, continuous filament non-woven webs
US5931865A (en) * 1997-11-24 1999-08-03 Gore Enterprise Holdings, Inc. Multiple-layered leak resistant tube
US6395019B2 (en) 1998-02-09 2002-05-28 Trivascular, Inc. Endovascular graft
US6723373B1 (en) * 2000-06-16 2004-04-20 Cordis Corporation Device and process for coating stents
CA2468951A1 (en) 2001-12-20 2003-07-03 Trivascular, Inc. Advanced endovascular graft
US7147661B2 (en) 2001-12-20 2006-12-12 Boston Scientific Santa Rosa Corp. Radially expandable stent
US20040051201A1 (en) * 2002-04-11 2004-03-18 Greenhalgh Skott E. Coated stent and method for coating by treating an electrospun covering with heat or chemicals
US20030195611A1 (en) * 2002-04-11 2003-10-16 Greenhalgh Skott E. Covering and method using electrospinning of very small fibers
US20050187605A1 (en) * 2002-04-11 2005-08-25 Greenhalgh Skott E. Electrospun skin capable of controlling drug release rates and method
US20030211135A1 (en) * 2002-04-11 2003-11-13 Greenhalgh Skott E. Stent having electrospun covering and method
DE10243967A1 (de) 2002-09-20 2004-04-15 Adiam Life Science Ag Gefäßprothese oder Gewebeflicken aus biokompatiblem Polyurethan und Verfahren zur Verbesserung des E-Moduls dieser Werkstücke
DK1431019T3 (da) * 2002-12-17 2007-07-09 Integrated Biomaterial & Cell Maskine og fremgangsmåde til at producere poröse membraner til medicinsk brug
US20050038503A1 (en) * 2003-05-29 2005-02-17 Secor Medical, Llc Filament based prosthesis
US20050127578A1 (en) * 2003-12-11 2005-06-16 Triebes Thomas G. Method of making fiber reinforced elastomeric articles
US7803178B2 (en) 2004-01-30 2010-09-28 Trivascular, Inc. Inflatable porous implants and methods for drug delivery
US20070298072A1 (en) * 2004-11-19 2007-12-27 Teijin Limited Cylindrical Body and Manufacturing Method Thereof
US8029563B2 (en) 2004-11-29 2011-10-04 Gore Enterprise Holdings, Inc. Implantable devices with reduced needle puncture site leakage
US20070016283A1 (en) * 2005-06-28 2007-01-18 Stout Medical Group, Inc. Micro-thin film structures for cardiovascular indications
KR100751733B1 (ko) * 2005-07-07 2007-08-24 한국과학기술연구원 겔 방사 성형법을 이용한 조직공학용 다공성 고분자지지체의 제조 방법
WO2007013065A2 (en) 2005-07-25 2007-02-01 Rainbow Medical Ltd. Electrical stimulation of blood vessels
DE102006051013A1 (de) * 2006-05-02 2007-11-08 Nonwotecc Medical Gmbh Flächengefüge
DE102007033787A1 (de) 2007-07-09 2009-01-15 Aesculap Ag Gefäßprothese mit reduzierter Thrombogenität
US8226701B2 (en) 2007-09-26 2012-07-24 Trivascular, Inc. Stent and delivery system for deployment thereof
US8663309B2 (en) 2007-09-26 2014-03-04 Trivascular, Inc. Asymmetric stent apparatus and method
US8066755B2 (en) 2007-09-26 2011-11-29 Trivascular, Inc. System and method of pivoted stent deployment
CA2701096A1 (en) 2007-10-04 2009-04-09 Trivascular, Inc. Modular vascular graft for low profile percutaneous delivery
US8328861B2 (en) 2007-11-16 2012-12-11 Trivascular, Inc. Delivery system and method for bifurcated graft
US8083789B2 (en) 2007-11-16 2011-12-27 Trivascular, Inc. Securement assembly and method for expandable endovascular device
US9005106B2 (en) * 2008-01-31 2015-04-14 Enopace Biomedical Ltd Intra-aortic electrical counterpulsation
US8626299B2 (en) 2008-01-31 2014-01-07 Enopace Biomedical Ltd. Thoracic aorta and vagus nerve stimulation
US8538535B2 (en) 2010-08-05 2013-09-17 Rainbow Medical Ltd. Enhancing perfusion by contraction
US8626290B2 (en) 2008-01-31 2014-01-07 Enopace Biomedical Ltd. Acute myocardial infarction treatment by electrical stimulation of the thoracic aorta
JP4996578B2 (ja) * 2008-10-28 2012-08-08 株式会社サンメディカル技術研究所 多孔性構造体を具備する医療用装置又は器具
US20130268062A1 (en) 2012-04-05 2013-10-10 Zeus Industrial Products, Inc. Composite prosthetic devices
JP5300987B2 (ja) 2009-01-16 2013-09-25 ゼウス インダストリアル プロダクツ， インコーポレイテッド 高粘度材料を含むｐｔｆｅのエレクトロスピニング
WO2011017698A1 (en) 2009-08-07 2011-02-10 Zeus, Inc. Prosthetic device including electrostatically spun fibrous layer and method for making the same
EP2496177A1 (en) 2009-11-05 2012-09-12 NonWoTecc Medical GmbH Non-woven fabric for medical use and process for the preparation thereof
EP2575678B1 (en) * 2010-06-02 2018-05-16 Occlutech Holding AG Device for placement in a hollow organ, in particular for holding open said hollow organ and method for producing such device
TWI414657B (zh) * 2010-07-30 2013-11-11 Taiwan Textile Res Inst 製備立體不織布結構之設備及其方法
US8649863B2 (en) 2010-12-20 2014-02-11 Rainbow Medical Ltd. Pacemaker with no production
DE102011011869A1 (de) 2011-02-22 2012-08-23 Phenox Gmbh Implantat
DE102011012501A1 (de) 2011-02-25 2012-08-30 Phenox Gmbh Implantat mit Faservlies
WO2013035092A2 (en) 2011-09-09 2013-03-14 Enopace Biomedical Ltd. Wireless endovascular stent-based electrodes
US8855783B2 (en) 2011-09-09 2014-10-07 Enopace Biomedical Ltd. Detector-based arterial stimulation
US9386991B2 (en) 2012-02-02 2016-07-12 Rainbow Medical Ltd. Pressure-enhanced blood flow treatment
US8992595B2 (en) 2012-04-04 2015-03-31 Trivascular, Inc. Durable stent graft with tapered struts and stable delivery methods and devices
US9498363B2 (en) 2012-04-06 2016-11-22 Trivascular, Inc. Delivery catheter for endovascular device
DE102012016555A1 (de) 2012-08-22 2014-02-27 Phenox Gmbh Implantat
AR092203A1 (es) 2012-08-22 2015-04-08 Phenox Gmbh Implante
DE102013006503A1 (de) 2013-01-11 2014-07-17 Phenox Gmbh Implantat
WO2015068167A2 (en) 2013-11-06 2015-05-14 Enopace Biomedical Ltd. Wireless endovascular stent-based electrodes
US9814560B2 (en) 2013-12-05 2017-11-14 W. L. Gore & Associates, Inc. Tapered implantable device and methods for making such devices
GB201400990D0 (en) * 2014-01-21 2014-03-05 British American Tobacco Co Filter materials and filters made therefrom
DE102015103240A1 (de) 2015-03-05 2016-09-08 Phenox Gmbh Implantateinführsystem
WO2016197017A1 (en) 2015-06-05 2016-12-08 W. L. Gore & Associates, Inc. A low bleed implantable prosthesis with a taper
DE102015121757A1 (de) 2015-12-14 2017-06-14 Phenox Gmbh Implantat
DE102016111568A1 (de) 2016-06-23 2017-12-28 Phenox Gmbh Implantat mit Ablösemechanismus
CN106540327A (zh) * 2016-12-06 2017-03-29 北京航空航天大学 一种仿自然血管的三层人造血管支架及其制备方法
DE102017130564A1 (de) 2017-12-19 2019-06-19 Phenox Gmbh Implantat für Aneurysmen
DE102018105679A1 (de) 2018-03-12 2019-09-12 Phenox Gmbh Temporärer Verschluss von Aneurysmenhälsen
DE102018105671A1 (de) 2018-03-12 2019-09-12 Phenox Gmbh Thrombektomievorrichtung
DE102020118301A1 (de) 2019-12-23 2021-06-24 Femtos Gmbh Implantat zur Behandlung von Aneurysmen
DE102020115600A1 (de) 2020-06-12 2021-12-16 Phenox Gmbh Implantat zur Behandlung von Aneurysmen
DE102020115614A1 (de) 2020-06-12 2021-12-16 Phenox Gmbh Einführsystem für Implantate zur Behandlung von Bifurkationsaneurysmen
DE102020115605A1 (de) 2020-06-12 2021-12-16 Phenox Gmbh Implantat zur Behandlung von Aneurysmen
US11400299B1 (en) 2021-09-14 2022-08-02 Rainbow Medical Ltd. Flexible antenna for stimulator
DE102021132725A1 (de) 2021-12-10 2023-06-15 Phenox Gmbh Implantat zur Behandlung von Aneurysmen im Bereich von Bifurkationen

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1104680A (en) * 1965-10-18 1968-02-28 Univ Birmingham Artificial artery
US3862452A (en) * 1966-05-04 1975-01-28 Ceskoslovenska Akademie Ved Hydrogel substitutes for tubular somatic organs
CH465846A (de) * 1966-10-12 1968-11-30 Werkspoor Nv Verfahren zur Herstellung von mit Glasfasern bewehrten Kunstharzkörpern, Vorrichtung zur Durchführung dieses Verfahrens und nach dem Verfahren hergestellter Kunstharzkörper
US3587586A (en) * 1968-03-15 1971-06-28 Ethicon Inc Porous collagen anastomotic cuff
US3588920A (en) * 1969-09-05 1971-06-29 Sigmund A Wesolowski Surgical vascular prostheses formed of polyester fiber paper
DE7013258U (de) 1970-04-10 1970-09-03 Bio Cal Instr Gmbh Kuenstliches blutgefaess.
US3947305A (en) * 1973-01-22 1976-03-30 The Standard Oil Company Building a lamination of fiberglass reinforced polyester resin on a rotating mandrel
US3871409A (en) * 1973-05-21 1975-03-18 Owens Corning Fiberglass Corp Reinforced synthetic pipe wall construction
AR205110A1 (es) * 1974-04-02 1976-04-05 Gore & Ass Protesis vascular artificial
GB1530990A (en) * 1974-08-05 1978-11-01 Ici Ltd Electrostatically spun tubular product
GB1527592A (en) * 1974-08-05 1978-10-04 Ici Ltd Wound dressing
US6436135B1 (en) * 1974-10-24 2002-08-20 David Goldfarb Prosthetic vascular graft
JPS5289298A (en) * 1976-01-21 1977-07-26 Sumitomo Electric Industries Blood vessel prosthetics of tetrafluoroethylene resin
GB1577221A (en) * 1976-02-04 1980-10-22 Ici Ltd Vascular prosthesis

Also Published As

Publication number Publication date
CH641343A5 (de) 1984-02-29
NL187667C (nl) 1991-12-16
IT1113423B (it) 1986-01-20
US4474630A (en) 1984-10-02
BR7900888A (pt) 1979-09-11
JPS59181149A (ja) 1984-10-15
JPS6345823B2 (ja) 1988-09-12
JPS54120898U (ja) 1979-08-24
NL187667B (nl) 1991-07-16
DE2806030A1 (de) 1979-08-16
DE2806030C2 (de) 1984-02-02
IT7920126A0 (it) 1979-02-12
NL7900676A (nl) 1979-08-16
GB2015118A (en) 1979-09-05
GB2015118B (en) 1982-07-21
BE874130A (fr) 1979-05-29
FR2416686B1 (fr) 1986-11-14
FR2416686A1 (fr) 1979-09-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPS6317461Y2 (ja)
US5024671A (en) Microporous vascular graft
AU726137B2 (en) Stents and stent-grafts having enhanced hoop strength and methods of making the same
US4475972A (en) Implantable material
US4905367A (en) Manufacture of stretchable porous sutures
US7115220B2 (en) Vascular prosthesis and method for production thereof
US10953586B2 (en) Methods, systems, and apparatuses for manufacturing rotational spun appliances
JP6300732B2 (ja) 回転スパン材料で被覆した医療器具及びその製造方法
US7244272B2 (en) Vascular prosthesis and method for production thereof
US20180368966A1 (en) Artificial Graft Devices and Related Systems and Methods
US10154918B2 (en) Endoluminal prosthesis with fiber matrix
US20120283828A1 (en) Non-woven fabric for medical use and process for the preparation thereof
US20060175727A1 (en) Porous membranes for medical implants and methods of manufacture
US20140012304A1 (en) Multilayered balloon
GB2115776A (en) Implantable material
US20080161839A1 (en) Device and Method for Coronary Artery Bypass Procedure
JPS58157465A (ja) 多孔性チユ−ブ製品の形成方法
US8617448B2 (en) Methods of making an endovascular prosthesis using a deformable matrix
DE2857925C2 (ja)
US20230029984A1 (en) Coronary covered stent
JPH01242061A (ja) 内植し得る人工血管の製造方法