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[5][_]
Physical
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1 mm
(5)
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50 mm
(3)
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25 mm
(3)
[9][_]
2 mm
(3)
[10][_]
80 percent
(2)
[11][_]
de 6 mm
(2)
[12][_]
de 10 mm
(2)
[13][_]
less than 100 microns
(1)
[14][_]
10-80 deg.
(1)
[15][_]
5-1000 microns
(1)
[16][_]
1-50 mm
(1)
[17][_]
0.1-2 mm
(1)
[18][_]
190 m
(1)
[19][_]
85 percent
(1)
[20][_]
25 mm Hg
(1)
[21][_]
300 mm Hg
(1)
[22][_]
500 mm Hg
(1)
[23][_]
10 mm
(1)
[24][_]
de 45 percent
(1)
[25][_]
de 0,1 cm /min
(1)
[26][_]
40 percent
(1)
[27][_]
de 10 percent
(1)
[28][_]
de 4 mm
(1)
[29][_]
de 5 cm
(1)
[30][_]
1 percent de
(1)
[31][_]
2 N/nm
(1)
[32][_]
10 percent
(1)
[33][_]
de 1mm
(1)
[34][_]
Gene Or Protein
(4/ 25)
[35][_]
Etre
(17)
[36][_]
Est-a
(4)
[37][_]
Trou
(3)
[38][_]
DANS
(1)
[39][_]
Molecule
(7/ 9)
[40][_]
DES
(3)
[41][_]
PROD
(1)
[42][_]
qutil
(1)
[43][_]
urea
(1)
[44][_]
water
(1)
[45][_]
Pellethane
(1)
[46][_]
dimethylformamide
(1)
[47][_]
Generic
(1/ 3)
[48][_]
alcohol
(3)
[49][_]
Disease
(2/ 3)
[50][_]
Thrombus
(2)
[51][_]
Fatigue
(1)
[52][_]
Polymer
(3/ 3)
[53][_]
Silicone
(1)
[54][_]
Polyethylene
(1)
[55][_]
Polyether
(1)
[56][_]
Chemical Role
(1/ 2)
[57][_]
solvent
(2)
[58][_]
Organism
(1/ 1)
[59][_]
helice
(1)
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Publication
_________________________________________________________________
Number FR2522696A1
Family ID 8141484
Probable Assignee Ontario Research Foundation
Publication Year 1983
Title
_________________________________________________________________
FR Title MATERIAU POLYMERE POREUX DE FORME TUBULAIRE UTILISABLE
NOTAMMENT COMME PROTHESE VASCULAIRE ET SON PROCEDE DE FABRICATION
EN Title POROUS NONWOVEN TUBULAR IMPLANTABLE PROD. - MADE BY WINDING
EXTRUDED BIOCOMPATIBLE MATERIAL ONTO MANDREL WITH SIMULTANEOUS FIBRE
TO FIBRE BONDING OF OVERLYING FIBRES
Abstract
_________________________________________________________________
ON ENROULE DES FIBRES POLYMERES 24 SUR UN MANDRIN 26 EN PRODUISANT EN
MEME TEMPS LA LIAISON MUTUELLE DES FIBRES QUI SE SUPERPOSENT. DANS UN
MODE DE MISE EN OEUVRE PREFERE, UNE SOLUTION VISQUEUSE 16 D'UN
POLYMERE TOLERE PAR L'ORGANISME EST FILEE AU MOYEN D'UNE FILIERE 20 EN
UN CERTAIN NOMBRE DE FILAMENTS 24 QUI SONT ENROULES SUR UN MANDRIN 26
QUI TOURNE PENDANT QUE LA FILIERE EFFECTUE UN MOUVEMENT DE VA-ET-VIENT
PAR RAPPORT AU MANDRIN. LES FILAMENTS ETANT HUMIDES LORSQU'ILS
VIENNENT EN CONTACT LES UNS AVEC LES AUTRES, L'EVAPORATION DU SOLVANT
PRODUIT LA LIAISON DES FIBRES ENTRE ELLES.
Porous tubular prods. are made by winding an extruded material on a
mandrel whilst simultaneously providing fibre-to-fibre bonding between
overlying fibres. In a pref. process, a viscous polymer soln. is
extruded through an orifice and drawn into a fibre, and fibre-to-fibre
bonding is achieved by removal of the solvent from the overlying
fibres, e.g. using a heated mandrel to assist in evapn. of the
solvent; or a molten thermoplastic polymer is extruded through an
orifice and drawn into a fibre, and fibre-to-fibre bonding is achieved
by fusion of overlying fibres and solidification of the fused fibres.
Pref. a plurality of fibres are drawn simultaneously from a spinneret
reciprocating over the mandrel so that the fibres are simultaneously
drawn and wound onto the mandrel, esp. where fibres with a dia. of
less than 100 microns are drawn from the spinneret and wound onto a
rotating mandrel as they subtend an angle of 10-80 deg. to the axis of
the mandrel, to form a tubular porous material having pore openings of
5-1000 microns and a porosity of 5-85 vol. percent. Pref. a
biocompatible material is used to give a flexible prod. using a
mandrel of 1-50 mm dia., the spinneret being reciprocated a sufficient
number of times to give a wall thickness of 0.1-2 mm so that the prod.
is suitable as a vascular graft. The tubular prod. may be cut to form
a flat sheet prod. or otherwise shaped for use in A-V shunts, sewing
rings for heart valves, sewing patches for heart wall and blood
vessels, artificial blood pump diaphragms, etc.
Description
_________________________________________________________________
La presente invention concerne un materiau poreux convenant a
l'implantation in vivo de protheses toleres par l'arganisme et a
differentes applications non medicales.
Selon le brevet des Etats-Unis d'amharique 3 490 975, on sait
fabriquer une prothese arterielle ou vasculaire par enroulement sur un
mandrin de fil de caoutchouc silicone file, de maniere a former un
tube poreux. Le tube est ensuite vulcanise puis retire du mandrin.
L'operation de vulcanisation est necessaire pour relier les spires de
fil ou de fibre entre elles et creer une structure stable, compte tenu
de la nature de la matiere utilisee pour former le tube.
Dans un exemple typique de mise en oeuvre de ce procede, on enroule du
fil d'une epaisseur de 180 a 190 m sous un angle d'helice de 350 par
rapport a l'axe du mandrin pour fabriquer un materiau ayant une
porosite de 80 percent. Cette epaisseur de fibre donne cependant des
ouvertures, dans la paroi laterale, qui sont trop grandes pour
permettre l'emploi convenable du materiau comme prothese vasculaire.
L'invention apporte un procede perfectionne pour fabriquer un materiau
tubulaire poreux, utilisable notamment comme prothese vasculaire, par
enroulement sur un mandrin d'une matiere en fibre, obtenue par filage,
et etablissement simultane de liaisons entre les spires superposees de
fibre(s). Ce procede evite la necessite - qui existe dans le procede
connu mentionne ci-dessus - de soumettre le tube a un traitement
consecutif de vulcanisation, de durcissement ou analogue pour obtenir
la liaison entre les spires de fibre(s).
Les caracteristiques physiques du materiau obtenu par le procede selon
l'invention dependent dans une certaine mesure uC lu matiere dont le
materiau tubulaire est fabrique. La description qui suit porte
principalement sur la fabrication de protheses vasculaires, ce qui
implique l'emploi de matieres tolerees par l'organisme et convenant du
point de vue biomecanique, de meme que la fabrication d'un materiau
souple ayant une excellente tenue a la suture et une grande tenacite
pour resister a la fatigue (aux efforts alternes).
Il est possible de doter le materiau de proprietes anisotropes en
variant le mode d'enroulement des fibres. Il va cependant de soi que
l'emploi d'autres matieres en fibre permet de fabriquer des materiaux
ayant d'autres proprietes physiques, des materiaux non flexibles par
exemple.
Au cas ou le materiau selon l'invention constitue une prothese
vasculaire, la grosseur relativement faible des pores du materiau
produit l'endothelialisation de la surface interne de la prothese,
c'est-a-dire la formation d'une tunique de tissu cellulaire sur cette
surface, et la penetration de tissu par croissance tissulaire dans la
surface externe apres mise en place dans le corps. Le phenomene
d'endothelialisation de surfaces poreuses de protheses vasculaires est
decrite dans le brevet canadien n0 1 092 303 au nom de David C.
MacGregor.
Comme indique dans ce brevet, des cellules nucleees contenues dans le
flux sanguin forment des colonies sur la surface poreuse et se
differencient ensuite en d'autres types de cellules. La tunique
tissulaire se forme sur une periode d'environ 1 a 3 mois; elle ne
semble pas augmenter notablement en epaisseur par la suite et elle
possede a sa surface des cellules semblables a des cellules
endotheliales plates.
Les protheses vasculaires peuvent varier en dimensions dans des plages
etendues, suivant la grosseur et le type de vaisseau sanguin qu'elles
doivent remplacer. La lumiere (le diametre interieur) peut varier
fortement, d'environ 1 mm a environ 50 mm, typiquement de 3 environ 25
mm, et est fixee par le diametre du mandrin sur lequel la prothese ou
le materiau prothetique est forme. L'epaisseur de paroi peut varier
d'environ 0,l a environ 2 mm, typiquement d'environ 0,5 a environ 1
mm, et peut etre fixee par le nombre de couches de spires formees sur
le mandrin.
La grosseur de pore de la structure poreuse du materiau prothetique
peut etre variee par la variation de l'epaisseur des fibres et de
l'angle d'enroulement. La grosseur de pore est consideree correspondre
a la distance libre entre deux fibres situees dans le meme plan et est
habituellement, dans le sens de la longueur, d'environ 5 a environ 1
000 pu, typiquement d'environ 10 a environ l00jin.
La porosite du materiau depend fortement de l'angle d'enroulement.
Comme la compression du materiau avant sechage et enlevement du
mandrin permet de modifier en plus la porisite, la combinaison de la
variation de l'angle d'enroulement et de la compression permet
d'ajuster la porosite dans une plage etendue, de 5 a environ 85
percent en volume, typiquement d'environ 50 a environ 80 percent en
volume.
Le materiau doit avoir une resistance minimale suffisahte pour qu il
puisse etre suture facilement sans se dechirer et pour qu'il ne risque
pas de se rompre ou de se desintegrer a l'anastomose ou sur la
longueur de la prothese. Le materiel selon l'invention repond a ces
besoins.
Les caracteristiques minimales de resistance varient suivant
l'application prevue du materiau, la resistance que doit avoir une
prothese veineuse etant nettement inferieure a celle d'une prothese
arterielle a cause de la plus basse tension sanguine dans les veines.
Les protheses prevues pour les veines doivent pouvoir resister a une
tension veineuse qui n'est pas inferieure a 25 mm Hg pendant des
periodes prolongees, generalement superieures a un an et de preference
superieures a cinq ans, dans un environnement physiologique. Une
prothese arterielle doit etre capable de resister a une tension
arterielle superieure a environ 300 mm Hg, de preference superieure a
environ 500 mm Hg, pendant une duree prolongee, generale ment
superieure a cinq ans, de preference superieure a dix ans, dans un
environnement physiologique.
Le materiau non tisse forme sur un mandrin selon le procede de
l'invention peut etre utilise pour une grande diversite d'applications
biomedicales autres que comme prothese vasculaire et pour de
nombreuses applications non medicales. Le materiau tubulaire peut etre
coupe pour former une feuille plane, ou etre conforme differamment,
pour etre utilise dans des shunts arterioveineux, des anneaux de
suture pour valves cardiaques, pour des plaques a suturer sur la paroi
cardiaque et de vaisseaux sanguins, pour la confection de diaphragmes
de pompes sanguines artificielles et de nombreuses autres applications
pour implantations et biomedicales dans les secteurs dentaire,
orthopedique et de la chirurgie plastique, de l.eme qu'en de
nombreuses applications non medicales.
Selon un mode de mise en oeuvre du procede de l'invention, on dissout
dans un solvant adequat une matiere polymere toleree par ltorganisme,
d'ou le materiau tubulaire est a fabriquer, par exemple un
polyurethanne tolere par l'organisme, de maniere a former une solution
visqueuse d'ou on puisse tirer une fibre continue.
On file cette solution sous pression a travers un trou et on tire de
la matiere filee un filament continu de l'epaisseur desiree,
typiquement inferieure a environ 100 /um, de preference jusqu'a une
epaisseur de filament d'environ 10 a environ 30 greater than im. Le
trou a travers lequel est filee la solution possede un diametre qui
est par exemple quatre a cinq fois le diametre du filament tire de la
matiere filee.
Afin d'accroitre la vitesse de formation du materiau tubulaire, il est
preferable d'enrouler plusieurs filaments en meme temps sur le
mandrin, en introduisant le polymere en solution dans une filiere
possedant plusieurs trous de filage et en tirant une fibre de chaque
trou.
La fibre etiree est amenee en contact avec un mandrin tournant. Le
diametre de ce mandrin determine le diametre interieur du tube forme.
La filiere d'ou sont tires les filaments effectue un mouvement de
va-et-vient a une vitesse donnee, parallelement au mandrin, d'une
extremite axiale a l'autre de celui-ci, le mandrin tournant en
position fixe autour de son axe, ce qui permet d'enrouler les
filaments sous tout angle desire par rapport au mandrin, de sorte que
les spires de filaments formees pendant un mouvement d'aller par
exemple croisent les spires de filaments formees pendant le mouvement
de retour de la filiere le long du mandrin, ce qui cree une structure
poreuse.
L'angle d'enroulement des fibres, c'est-a-dire l'angle entre les
fibres et l'axe du mandrin, peut varier entre de larges limites,
generalement d'environ 100 a 800, de preference d'environ 45 a 800.
Lorsque l'angle d'enroulement est augmente, la grosseur de pore et la
porosite du materiau diminuent et la forme des pores change aussi.
Le deplacement alternatif de la filiere par rapport au mandrin est
poursuivi jusqu'a ce que les couches superposees de filaments aient
l'epaisseur voulue. Generalement, le mandrin sera monte
horizontalement et la filiere se deplacera a la verticale au-dessus du
mandrin sur un parcours parallele a l'axe du mandrin.
Le fait que le polymere est en forme de solution au moment de la
formation des -filaments signifie que les filaments sont "humides"
lorsqu'ils sont poses sur le mandrin, ce qui a pour resultat que les
filaments se lient solidement entre eux en faisant corps les uns avec
les autres lors de l'evaporation du solvant, se transformant ainsi en
une structure non tissee stable sans que cela demande un quelconque
traitement consecutif. L'evaporation du solvant peut etre acceleree
par un apport de chaleur pendant l'enroulement des filaments sur le
mandrin et aussi, si necessaire, lorsque l'opera- tion d'enroulement
est terminee. Il s'est revele avantageux d'effectuer l'apport de
chaleur en exposant le tube a un rayonnement infrarouge.
Lorsque le materiau tubulaire a atteint l'epaisseur voulue, on le
debarrasse des residus de solvant par lavage et on le retire du
mandrin. Comme deja mentionne, le materiau peut etre comprime avant
son retrait du mandrin pour modifier la porosite et la grosseur de
pore. Le materiau lave est seche ensuite.
On peut ajuster l'epaisseur des fibres individuelles dans la structure
non tissee obtenue par le procede decrit ci-dessus en changeant le
rapport entre le debit du polymere en solution et la vitesse de
rotation du mandrin. La grosseur et la forme des ouvertures ou pores
definies par les fibres dans la structure non tissee peuvent etre
ajustees par le changement de l'angle entre les fibres et le mandrin
et par le changement du diametre des fibres.
Le mode de mise en oeuvre du procede qui vient d'etre decrit est
applicable dans le cas de polymeres formant des solutions visqueuses
dans des solvants volatils et d'ou l'on peut tirer des fibres
continues. Le procede selon l'invention est cependant applicable aussi
a d'autres polymeres, a du polyethylene par exemple.
Dans une telle variante du procede, des fibres filees superposees se
trouvent a l'etat fondu collant et pratiquement exempt de solvant sur
le mandrin a la suite de l'enroulement des fibres, de sorte qu'il
s'etablit la aussi des liaisons solides entre les fibres et qu'une
structure non tissee se forme a la solidification des fibres.
L'etat fondu collant des fibres peut etre produit de n'importe qu'elle
maniere, par exemple par le filage a chaud des fibres d'un bain de
polymere fondu et par la superposition par enroulement des couches de
fibres pendant qu'elles sont encore chaudes et a l'etat fondu. Il est
possible aussi de chauffer le mandrin pour apporter la chaleur neces-
saire a la fusion des fibres superposees pendant qu'elles sont
enroulees sur le mandrin. Il est avantageux d'appliquer cette derniere
methode a des fibres qui sont encore chaudes a la suite du filage au
moment ou elles sont enroulees sur le mandrin.
Le procede selon l'invention permet donc de fabriquer des materiaux
tubulaires poreux non tisses directement a partir de filaments files,
sans qutil soit necessaire d'appliquer un traitement consecutif pour
obtenir une structure unitaire. Les materiaux tubulaires peuvent etre
utilises tels quels, par exemple comme protheses vasculaires, ils
peuvent etre employes sous une forme modifiee en differentes
applications biomedicales et ils sont utilisables tels quels ou sous
une forme modifiee dans des applications non medicales.
D'autres caracteristiques et avantages de l'invention ressortiront
plus clairement de la description qui va suivre de plusieurs exemples
de mise en oeuvre non limitatifs, ainsi que des dessins et
photographies annexes, sur lesquels la figure 1 est une representation
schematique d'un appareillage de mise en oeuvre du procede selon
l'invention pour la fabrication d'un materiau tubulaire prothetique la
figure 2 est une photographie d'une prothese vasculaire en materiau
non tisse et de calibre moyen (diametre interieur 10 mm, epais-' seur
de paroi 858 greater than um) selon un exemple de realisation de
l'invention;; la figure 3 est une microphotographie au grossissement
de 20 prise au microscope electronique a balayage de la surface de la
prothese de figure 2 la figure 4 est une microphotographie au
grossissement de iooe prise au microscope electronique a balayage d'un
bord de la prothese vasculaire de figure 2;; les figures 5 a 8 sont
des microphotographies au grossissement de 150 prises au microscope
electronique a balayage de la surface interne de quatre protheses
vascuLaires formees de fibres ayant des diametres nominaux de
respectivement 13, 16, 20 et 30 les figures 9 et 10 sont des
microphotographies au grossissement de 150 prises au microscope
electronique a balayage de la surface interne de deux protheses
vasculaires, realisees l'une avec un angle d'enroulement de 300 et
l'autre avec unangle d'enroulementde 800 1 et les figures 11 a 14 sont
des microphotographies de la prothese de figure 2 apres un sejour de
trois mois dans l'aorte abdo- minale d'un chien, figure 11 etant une
microphotographie prise au microscope optique de l'apparence globale
de la prothese, montrant la tunique uniforme, lisse et brillante qui
s'est formee sur la surface interne, de meme que l'absence complete de
gros thrombus, figure 12 etant une microphotographie au grossissement
de 70 prise au microscope electronique a balayage de l'anastomose
distale, figure 13 etant une microphotographie au grossissement -de
500 prise au microscope electronique a balayage de la partie mediane
et figure 14 etant une microphotographie au grossissement de 40 prise
au microscope optique d'une section de la prothese, montrant la
tunique nouvellement formee sur la surface interne, la croissance a
travers la paroi de la prothese de tissu fibrovasculaire et
l'encapsulement tissulaire externe.
Dans l'appareillage represente figure 1, de l'alcoholest pompe d'une
cuve 10 par une pompe volumetrique 12 dans un cylindre a haute
pression 14 qui contient en bas un polymere en solution 16 separe par
un corps flottant de refoulement ou piston 18 de l'alcoholdans la
partie superieure du cylindre. Cette disposition est utilisee pour
eviter d'avoir a pomper le polymere en solution a haute viscosite a
travers une pompe de precision.
Le piston 18 est refoule par l'alcoholet il refoule a son tour le
polymere en solution dans un distributeur ou filiere 20 d'ou la
solution est filee c'est-a-dire refoulee a l'exterieur a travers six
orifices 22. Les fibres 24 tirees de la solution filee a travers les
orifices 22 sont enroulees sur un mandrin tournant 26.
Celui-ci est entraine en rotation par un moteur 28 et sa vitesse
circonferentielle elevee produit l'etirage des fibres 24.
La filiere 20 est animee d'un mouvement de va-et-vient le long du
mandrin 26 jusqu'a ce que le tube forme possede l'epaisseur voulue.
Par exemple, il faut environ 800 passes ou mouvements alternatifs de
la filiere 20 pour produire un tube d'un diametre interieur de 6 mm et
d'une epaisseur de paroi de 500 Zm.
Les exemples suivants illustrent l'invention sans toutefois en limiter
la portee.
Exemple 1
On utilise l'appareillage represente schematiquement sur la figure 1
pour fabriquer une prothese vasculaire non tissee. A cet effet, on
file une solution de 45 percent en poids d'un copolymere sequence
polyether-polyurethanne-urea hydrophile segmente dans du
dimethylformamidev en utilisant une filiere a six orifices et un debit
3 de 0,1 cm /min.On enroule simultanement six fibres sur le mandrin,
tournant a 900 tr/min et ayant un diametre de 10 mm, pendant qu'on
imprime a la filiere des mouvements alternatifs, par rapport au
mandrin, pour produire un angle d'enroulement de 450. On produit un
nombre suffisant de passes pour donner au tube une epaisseur de paroi
d'environ 850 pm. Pendant la formation de la prothese on accelere
l'evaporation du solvant et le sechage des fibres par l'utilisation
d'une
Lampe infrarouge.
Les fibres tirees ne sont pas completement seches au moment ou elles
sont posees les unes sur les autres, en se liant entre elles aux
points de contact, de maniere a former un tube non tisse.
Apres sechage du tube sous la lampe infrarouge, on le trempe dans
l'water pour enlever le solvant residuel puis on le glisse de la tige
(mandrin).
Le tube est elastique et flexible.
La structure de la prothese ainsi obtenue est represen- tee sur les
figures 2 a 4. La figure 2 est une photographie montrant l'aspect
general de la prothese, tandis que la figure 3 est une
microphotographie au grossissement de 20 prise au microscope
electronique a balayage de la surface exterieure de la prothese et la
figure 4 est une microphotographie au grossissement de 1000 prise au
microscope electronique a balayage d'un bord de la prothese, montrant
clairement le soudage par fusion des fibres superposees entre elles.
Exemple 2
On procede comme dans l'exemple 1 mais en utilisant une solution a 40
percent d'un polyurethanne (Pellethane 2363-75DX) dissous dans du
dimethylformamide pour former des tubes en materiau non tisse. On
produit ainsi des protheses en utilisant des fibres de differents
diametres: 13, 16, 20 respectivement 30,um. Les figures 5 a 8 sont des
microphotographies prises au microscope electronique a balayage de la
surface interne des protheses faites avec ces differents diametres de
fibre (df).
On determine l'effet de la variation de l'angle d'enroulement sur les
proprietes physiques du produit ainsi obtenu. Les rsultats sont
reproduits dans le tableau I ci-apres.
Comme il ressort des resultats du tableau I, la porosite et la
grosseur de pore du produit diminuent lorsque l'angle d'enroulement
est augmente. En outre, la raideur et le diametre minimal de courbure
du tube diminuent de facon notable lorsque l'angle d'enroulement est
augmente. Ces differentes relations permettent, en changeant l'angle
d'enroulement, d'etablir un compromis entre la grosseur de pore, la
porosite, la raideur et le diametre minimal de courbure.
L'apparence physique de protheses produites avec des angles
d'enroulement de 30 respectivement 800 est montree sur les figures 9
respectivement 10. On voit sur ces figures que l'augmentation de
l'angle d'enroulement a de 30 a 800 produit une diminution, de plus de
10 percent,de de la porosite et une reduction de la grosseur de pore,
d'environ 45 a environ 21 Zm.
Exemple 3
On essaye in vivo deux prototypes de prothese vasculaire produits
comme decrit dans l'exemple 2. L'une des protheses est de calibre
moyen, avec un diametre interieur de 10 mm et une epaisseur de paroi
de 858 fm, tandis que l'autre est une prothese de petit calibre, ayant
un diametre interieur de 4 mm et une epaisseur de paroi de 822 Zm.
On pose des portions de 5 cm de long de la prothese de calibre moyen
et de la prothese de petit calibre entre des segments de l'aorte
abdominale respectivement de l'artere carotide gauche de deux chiens.
On sacrifie les deux chiens trois mois apres l'implantation et on
examine les protheses de maniere globale et au microscope optique de
meme qu'au microscope electronique'8 balayage.
On constate que la prothese aortique de calibre moyen est restee
largement permeable et est tapissee interieurement d'une neotunique
uniforme, lisse et brillante qui est totalement exempte de gros
thrombus. L'examen au microscope optique de la prothese (figure 11)
montre l'absence totale de grosses embolies sur la tunique uniforme,
lisse et brillante qui s'est formee. Sur la figure 12, l'endo thelium
normal visible a gauche s'etend a travers l'anastomose et sur la
surface interne de la prothese.
L'examen au microscope electronique a balayage montre
l'endothelialisation complete des abouchements ou cotes des
anastomoses (figure 12), ainsi qu'une endothelialisation inegale de la
portion mediane de la prothese, les regions intermediaires etant
couvertes de faisceaux ramifies de collagene auxquels adherent des
plaquettes et des filaments de fibrine (figure 13). L'examen au
microscope optique (Masson's trichrome stain) d'une section de Ja
prothese (figure 14) con-firne la presence d'une tunique tissulaire
nouvellement formee avec croissance de tissu fibrovasculaire a travers
la paroi de la prothese et encapsulement tissulaire externe.
La prothese de petit calibre de la carotide est egalement restee
largement permeable et porte une neotunique uniforme, lisse et
brillante semblable. L'apparence de cette nouvelle tunique au
microscope electronique a balayage et au microscope optique est
semblable celle trouvee sur la prothese de calibre moyen.
En resume, l'invention apporte un procede nouveau pour fabriquer des
materiaux tubulaires poreux convenant a des dispositifs biomedicaux a
implanter et offrant d'autres possibilites d'application non medicale.
L'invention n'est pas limitee aux formes de realisation decrites et
l'homme de l'art pourra y apporter diverses modifications, sans pour
autant sortir de son cadre.
T A B L E A U I
Angle Diametre de Porosite Grosseur Raideur 3 Diametre minimal
Epaisseur Nombre de passe d'enroulement fibre 1 percent de pore 2 N/nm
de courbure 4 de paroi
(m) (m) (allongement 10 percent) (cm) (mm)
45 16,4 75 35,7 5,17 3,8 0,55 1000
45 30,0 87 146,8 4,72 2,3 0,59 180
60 16,4 74 33,5 1,51 1,3 0,51 720
80 16,4 67 22,4 0,49 0,3 0,65 322
Notes: 1 Calcule selon la formule: ou V est le debit de pompage en
cm3/min, S est la fraction volumetrique de polymere en solution, df
est le diametre de fibre en m, n est le nombre d'orifices de la
filiere et V1 et V2 sont respectivement la vitesse circonferentielle
du mandrin et la vitesse lineare du chariot porte filiere en mm/min.
2. Calculee a partir de la porosite et du fibre.
3. Force necessaire pour allonger une prothese d'un diametre inferieur
de 6 mm et d'une epaisseur de paroi de 1mm.
4. Diametre minimal d'une tige autour de laquelle le tube peut etre
courbe sans s'ecraser (sans former de coques).
Claims
_________________________________________________________________
REVEND I CA T 10 NS
1. Procede pour former un produit tubulaire poreux, caracterse en ce
que l'on enroule une matiere en fibre (24) filee sur un mandrin (26)
en creant simultanement des liaisons de fibre a fibre entre des fibres
superposees.
2. Procede selon la revendication 1, caracterise en ce que l'on
produit la matiere en fibre en filant a travers un orifice (22) une
solution visqueuse d'un materiau polymere d'ou peut etre tiree une
timbre, et en tirant une fibre de la matiere filee, et en ce que les
liaisons de fibre a fibre sont produites par l'enlevement du solvant
des fibres superposees.
3. Procede selon la revendication 2, caracterise en ce que l'on
chauffe le mandrin (26) pour accelerer l'evaporation de solvant des
fibres superposees (24).
4. Procede selon la revendication 1, caracterise en ce que l'on
produit la matiere en fibre en filant une matiere plastique polymere a
l'etat fondu a travers un orifice (22) et en tirant une fibre (24) de
la matiere filee, et en ce que les liaisons de fibre b fibre sont
obtenues par fusion des fibres superposees et solidification des
fibres fondues.
5. Procede selon l'une quelconque des revendications 2 a 4,
caracterise en ce que l'on tire simultanement plusieurs fibres (24) et
on les enroule simultanement sur le mandrin (26).
6. Procede selon la revendication 5, caracterise en ce que l'on
enroule les fibres (24) sur le mandrin (26) en tirant les fibres d'une
filiere (20) contenant la matiere polymere et en imprimant la filiere
un mouvement alternatif par rapport au mandrin pendant que le mandrin
tourne autour de son axe.
7. Procede selon la revendication 6, caracterise en ce que l'on tire
des fibres d'un diametre inferieur environ 100 ym de la filiere (20)
et on les enroule sur le mandrin (26) tournant sous un angle compris
entre environ 10 et 800 par rapport a l'axe du mandrin, de maniere a
former un materiau tubulaire poreux ayant des pores d'environ 5 a
environ 1000 pm et ayant une porosite d'environ 5 a environ 850 en
volume.
8. Procede selon la revendication 7, caracterise en ce que la matiere
polymere est toleree par l'organisme, convient sur le plan
biomecanique et produit un materiau souple, l'enroulement s'erfectuant
sur un mandrin (26) dont le diametre est compris entre environ 1 mm et
environ 50 mm, de preference entre environ 3 et environ 25 mm, et la
filiere (20) etant animee d'un nombre suffisant de mouvements
alternatifs pour produire une epaisseur de paroi d'environ 0,1 a
environ 2 mm, de preference d'environ 0,5 a environ 1 mm, de sorte que
le materiau tubulaire convient comme prothese vasculaire.
9. Materiau tubulaire souple tolere par l'organisme et convenant sur
le plan biomecanique, applicable comme prothese vasculaire,
caracterise en ce qu'il est produit par le procede selon ltune
quelconque des revendications 1 a 8, le materiau ayant un diametre
interieur d'environ 1 a environ 50 mm, une epaisseur de paroi
d'environ 0,1 a environ 2 mm et une porosite d'environ 50 a environ 80
percent en volume, le materiau etant forme de fibres polymeres (24)
d'un diametre d'environ 10 a environ 30 Zm, qui se croisent et sont
superposees les unes sur les autres sous un angle d'environ 10 a
environ 80 par rapport a l'axe du materiau, les fibres etant reliees
entre elles aux croisements.
10. Materiau selon la revendication 9, caracterise en ce que le
diametre interieur est d'environ 3 a environ 25 mm et l'epaisseur de
paroi est d'environ 0,5 a environ 1 mm.
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