DE4128611C3

DE4128611C3 - Ausfransfestes, selbsttragendes, gewobenes Gefäßimplantat und Verfahren zu seiner Herstellung

Info

Publication number: DE4128611C3
Application number: DE4128611A
Authority: DE
Inventors: Peter J Schmitt
Original assignee: Meadox Medicals Inc
Current assignee: Boston Scientific Scimed Inc
Priority date: 1990-08-28
Filing date: 1991-08-28
Publication date: 2002-04-18
Anticipated expiration: 2011-08-29
Also published as: ITRM910635A0; SE9102448D0; AU656912B2; JP2960586B2; US5509931A; GR910100363A; DK151991A; DK151991D0; IL99296A0; IT1249446B; JPH04226647A; CA2050030A1; DE4128611A1; AU8342691A; ES2050568B1; IL99296A; ATA169091A; US5282846A; BE1005292A3; FR2666218B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf syntheti sche Gefäßimplantate und auf ein Verfahren zu ihrer Herstellung und insbesondere auf synthetische gewobe ne Gefäßimplantate, welche ausfransfest sind infolge des Einschlusses einer schmelzbaren Komponente und selbsttragend sind infolge des Einschlusses einer Ver steifungskomponente.

Gefäßimplantate aus synthetischem Material werden auf breiter Basis verwendet zum Ersatz von Teilstücken menschlicher Blutgefäße. Synthetische Gefäßimplanta te haben eine große Vielfalt an Konfigurationen einge nommen und werden aus einer großen Vielfalt an Mate rialen hergestellt. Unter den anerkannten und erfolgrei chen Gefäßimplantaten befinden sich jene, welche aus einem biologisch kompatiblen Material in Schlauchform gebildet sind, welche ein offenes Lumen enthalten, um dem Blut zu ermöglichen, normal durch das Implantat nach dessen Einsetzung zu fließen. Die biologisch kom patiblen Materialien umfassen thermoplastische Mate rialien, wie Polyester, Polytetraflouräthylen (PTFE), Sili kon und Polyurethane. Die am meisten verwendeten Materialien sind Polyesterfasern und PTFE. Die Poly esterfasern, üblicherweise Dacron, können gewirkt oder gewoben sein und können aus einem Monofilament oder einem Multifilament, oder Stapelgarn, oder einer Kombination davon bestehen.

Eine Vielzahl synthetischer Gefäßimplantate ist ge genwärtig im Gebrauch. Ein wichtiger Faktor bei der Auswahl eines besonderen Implantates ist die Porosität des Substrates, aus welchem das Implantat gebildet ist, die Elastizität der schlauchförmigen Konstruktion und die Festigkeitserfordernisse für das Implantat. Porosität ist wesentlich, weil sie die Neigung zu Blutungen wäh rend und nach der Implantation reguliert und das Ein wachsen von Gewebe in die Implantatwände beeinflußt.

Gefäßimplantate aus synthetischen Stoffen können gewoben oder gewirkt sein mit oder ohne Velourbin dung. Ein synthetisches Gefäßimplantat mit einem Tri cotaufbau ist von William J. Liebig im U.S. Patent No. 39 45 052 offenbart. Ein anderes Implantat, welches ei nen Tricot-Doppelvelour-Aufbau aufweist, ist von Lie big und German Rodriquez im U.S. Patent No. 40 47 252 beschrieben. William J. Liebig und Dennis Cummings beschreiben ein synthetisches, gewobenes Doppelve lour-Implantat im U.S. Patent No. 45 17 687; die Ve lourschlingen bestehen aus Kettgarnen, welche struktu rierte, vorgeschrumpfte Multifilamentgarne sind. Diese drei erteilten U.S. Patente für synthetische Gefäßim plantate sind auf denselben Inhaber wie die vorliegen den Anmeldung übertragen.

U.S. Patent No. 48 92 539, erteilt an Durmus Koch, beschreibt ein synthetisches, gewobenes Implantat mit einer Einzelvelourschicht an der äußeren Oberfläche. Das Implantat wird als aus Multifilamentpolyestergarn gewoben beschrieben, spezifisch als strukturiert be zeichnet, wobei die äußere Einzelvelourschicht aus Füll garnen gebildet ist und sich jede Velourschleife außer halb einer Mehrzahl von Kettgarnen erstreckt.

Nach dem Verwirken oder Verweben von Multifila mentgarnen zu einem schlauchförmigen Implantat, wird das Implantat verdichtet nach einer Methode, wie sie zum Beispiel in den U.S. Patenten No. 38 53 462 (Ray E. Smith) und No. 39 86 828 (Harmon Hoffman und Jacob Tolsma), ebenfalls übertragen auf denselben Inhaber wie die vorliegende Anmeldung, offenbart ist. Diese Verdichtung führt zur Schrumpfung der Garne im Ge webe und vermindert im allgemeinen die Gesamtporo sität des Gewebesubstrates. Diese schlauchförmigen Implantate weisen üblicherweise nach der Verdichtung einen Durchmesser von 6 mm bis 40 mm auf.

Anschließend an die Verdichtung werden syntheti sche, schlauchförmige Stoffimplantate gekräuselt. Das Kräuseln umfaßt die Bildung von Rippen in der Wand der Implantate, um die Gefahr des Knickens oder Zu sammenfallens des Schlauches auszuschließen, wenn dieser gebogen wird, und dies führt zu gleichförmigen, gleichmäßigen, ringförmigen Rippen, was eine gleich mäßige Festigkeit über die ganze Oberfläche des Im plantatschlauches aufrechterhält. Dies trifft sowohl für die gewobenen wie die gewirkten Gefäßimplantate zu. Beispiele sind ersichtlich bei L. R. Sauvage im U.S. Pa tent No. 38 78 565, worin eine schlauchförmige, textile Prothese aus synthetischen Fasern mit einem Körper, welcher eine Vielzahl von nach außen sich erstrecken den Faserschleifen aufweist, beschrieben ist. In Fig. 2a ist der Implantatkörper zu unregelmäßigen Umfangs rippen gekräuselt. Der Grad an Schutz, welcher durch unregelmäßige Rippen verliehen wird, variiert über die Längen des Schlauches und kann unter den erforderli chen Spiegel ein Schutz in spezifischen Bereichen fallen. Die in den oben genannten U.S. Patenten No. 39 45 052, No. 40 47 252 und No. 45 17 687 beschriebenen Trikot- und gewobenen Implantate sind ringförmig gekräuselt. Das Implantat im U.S. Patent No. 4.892 539 ist in einer Spiralform gekräuselt. Gekräuselte oder gerippte Wän de körnen den Blutfluß unterbrechen und Stellen von dicken Gewebeansammlungen bilden infolge des Pro fils.

S. Polansky vermeidet im U.S. Patent No. 3.304.557 das Kräuseln der Gefäßprothesen, indem er einen Schlauch mit sich wiederholenden Verstärkungsringab schnitten bildet. Diese Verstärkungsringabschnitte ver leihen verstärkende Einträge, die mehr der äußeren Oberfläche benachbart sind. Er schlägt vor, daß die ring förmigen Ringe in der Form einer Spiralschraube, alter nierender Ringe und schraubenlinienförmiger Schleifen vorliegen können. Diese letzteren Vorschläge sind ähn lich wie die schlauchförmige Prothese von I. B. Medell im U.S. Patent No. 3.479.670, in welchem ein Schlauch mit offenen Maschen mit zwei Polypropylenmonofila ment-rechtshändigen und -linkshändigen Schrauben umwickelt und geschmolzen werden, um teilweise in das Äußere des Schlauches einzudringen. Im U.S. Patent No. 3.272.204 (C. Artandi und L. D. Bechtol) wird ein Dacron-Gewebe an Teflon-Ringe oder eine Schraube genäht, um einen mit absorbierbarem collagenverstärk tem Implantatschlauch vor dem Zusammenfallen zu schützen.

Die Auswahl eines besonderen Typus an Implantat substrat durch einen Gefäß-Chirurgen hängt von ver schiedenen Faktoren ab. Unter diesen Faktoren befin det sich die besondere Lage der Implantation. Dies ist auch maßgebend für die Größe des Implantates, um ein genügend großes oder kleines Lumen aufrechtzuerhal ten, um normalen Blutfluß im Bereich der Implantation zu ermöglichen. Die äußersten Festigkeitserfordernisse und der Blutdruck am Ort der Implantation beeinflussen die Auswahl ebenfalls. Im allgemeinen ergeben gewobe ne Implantate größere Festigkeit und herabgesetzte Po rosität, werden jedoch im allgemeinen als schwieriger zu handhabenden und zu nähen betrachtet, und neigen dazu wenn sie geschnitten sind, insbesondere in einem schiefen Winkel, auszufransen. Velour werden oft be vorzugt, weil die Velouroberflächen das Wachstum von Gewebe in die sich von der Oberfläche des Velourgewe bes erstreckenden Schleifen erleichtern. Die gewirkten Implantate sind im allgemeinen weicher und leichter zu nähen, jedoch üblicherweise auch poröser. Je nach der Lage des Implantates und den Heparisierungsbedingun gen des Patienten müssen synthetische Stoffimplantate im allgemeinen vor der Implantation mit dem Blut des Patienten vorbehandelt werden. Diese Vorbehandlung (Vorgerinnung) kann für ein gewobenes Implantat un wesentlich sein, wird jedoch trotzdem empfohlen.

Schlauchförmige Implantate von kleinerem Durch messer, z. B. 6 mm und darunter, werden oft an periphe ren Stellen des Körpers und der Extremitäten verwen det. Die heute erfolgreichen Implantate in dieser Bezie hung sind solche aus PTFE, dem von Robert W. Gore in den U.S. Patenten No. 4.187.390 und No. 3.953.566 be schriebenen Material. Diese Implantate werden durch Extrusion des PTFE-Materials gebildet. Während sie für die Verwendung in Anwendung mit kleinem Durchmes ser anerkannt sind, erfordern PTFE-Implantate oft ei nen chirurgischen Ersatz innerhalb verhältnismäßig kurzer Zeitabstände im Vergleich zu den oben beschrie benen Stoff-Gefäß-Implantaten von größerem Durch messer.

Aus der DE-A-38 30 481 ist ein schlauchförmiges Im plantat bekannt, das aus einem gewebten, gewirkten oder gestrickten Schlauch besteht, dessen Filamente oder Fasern entweder vollständig oder abschnittsweise aus mindestens zwei verschiedenen resorbierbaren Ma terial mit unterschiedlichen Schmelzpunkten bestehen oder nur aus einem resorbierbaren Material bestehen und vollständig oder abschnittsweise mit einer inneren oder äußeren folienartigen Schicht aus anderem resor bierbaren Material beschichtet sind. Nach dem Erwär men auf eine Temperatur, die oberhalb des Schmelz punktes des resorbierbaren Materials mit dem niedrige ren Schmelzpunkt liegt und unterhalb des Schmelz punktes des resorbierbaren Materials mit dem höheren Schmelzpunkt liegt, verfestigt sich das Gewebe zu ei nem schlauchförmigen Verbundstoff. Dieses bekannte Gefäßimplantat kann auch durch Verweben einer Mehrzahl von Kettfäden mit Schußfäden gebildet wer den und enthält somit eine schmelzbare Komponente und eine Versteifungskomponente.

Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein synthetisches Gefäßimplantat vorzusehen, welches für eine Vielzahl von Abmessungen geeignet ist und wel ches beim Schneiden nicht ausfranst, selbsttragend ist und ein offenes Lumen beibehält. Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch die in den unabhängigen An sprüchen 1, 22 und 36 angegebenen Gefäßimplantate sowie das in dem unabhängigen Anspruch 28 angegebe ne Verfahren zur Herstellung der Gefäßimplantate ge löst.

Allgemein gesprochen wird gemäß der vorliegenden Erfindung ein ausfransfestes, selbsttragendes, gewobe nes synthetisches Gefäßimplantat geschaffen, welches verbesserte Knickbeständigkeit aufweist und schmelz bare Komponenten in das Gewebe einverleibt. Eine Vielzahl von Multifilament-Kettgarnen und Schußgar nen werden in Schlauchform gewoben und umfassen eine schmelzbare Komponente, um das Ausfransen zu verhindern. Das Schußgarn umfaßt eine Versteifungs komponente, um das Zusammenfallen zu verhindern und ein schlauchförmiges Implantat von erhöhter radia ler Elastizität zu ergeben. Die Kettgarne können diesel ben sein oder flache und strukturierte Multifilamentgar ne einschließen. Ein Schuß aus steiferem Monofilament garn und schmelzbaren Komponenten ergibt radiale Berstfestigkeit, Dimensionsstabilität und radiale Steif heit mit Elastizität, um das Lumen der schlauchförmigen Struktur offen zu halten und einen genügenden Grad an Ausfransfestigkeit zu erzielen. Die Implantatoberflä chen können glatt sein oder als einfacher oder doppelter Velour ausgebildet sein.

In einer vorzugten Ausführungsform der Erfindung besteht die schmelzbare Komponente des Schußgarns aus Bikomponentenfaser mit einem Polyesterkern, um geben von einem Polymerüberzug mit niederem Schmelzpunkt und ist dazu bestimmt, benachbarte Gar ne zu binden, um eine feste Bindung nach Hitzeeinwir kung zu bilden. In einer anderen bevorzugten Ausfüh rungsform weist das fertige, ausfransfeste, selbsttragen de, gewobene Gefäßimplantat eine äußere Oberfläche auf, die ähnlich ist einem Velour. Die innere Oberfläche ist mit einer festen gewobenen Oberfläche von niede rem Profil ausgestattet um die Bildung glatter dünner Pseudointima zu fördern. Die Schlingen an der äußeren Oberfläche bestehen aus Multifilamentgarnen, welche die nötige Texturdecke für Adhäsion und Anwachsen vom Gewebe ergeben. Die Dichte der Multifilament- Kettgarne reguliert auch die Blutporosität.

Die gemäß der Erfindung hergestellten gewobenen Implantate sind besonders gut geeignet für periphere Gefäßprothesen mit 2 bis 6 mm Durchmesser, doch eig nen sie sich auch für größere Dimensionen bis etwa 40 mm. Die Knickfestigkeit wird erzielt ohne das Kräu seln des Gefäßimplantates zu benötigen.

Die Erfindung betrifft ferner ein Verfahren zur Her stellung der synthetischen Gefäßimplantate.

Die vorliegende Erfindung erreicht die folgenden Ziele:
die Beschaffung eines selbsttragenden gewobenen syn thetischen Gefäßimplantates, welches ausfransfest ist,
die Beschaffung eines synthetischen gewobenen Gefäß implantates, welches dem Knicken widersteht, ohne das Kräuseln des Implantates zu erfordern,
die Beschaffung eines gewobenen synthetischen Gewe begefäßimplantates, welches geeignet ist für peripheren Gebrauch in kleinen Durchmessern von 6 mm oder we niger,
die Beschaffung eines gewobenen synthetischen Gewe begefäßimplantates von kleinem Durchmesser, welches dem Knicken widersteht und eine wünschenswerte Menge an Längsstreckung ergibt ohne zu kräuseln,
die Beschaffung eines ausfransfesten, gewobenen, syn thetischen Gewebegefäßimplantates, welches eine äu ßere Velouroberfläche aufweist, um das Anwachsen von Gewebe zu fördern,
die Beschaffung eines selbsttragenden gewobenen syn thetischen Gefäßimplantates, welches eine feine gewo bene Oberfläche von niederem Profil aufweist, um eine glatte, dünne Pseudointimabildung zu fördern,
die Beschaffung eines ausfransfesten, gewobenen, syn thetischen Gefäßimplantates aus einem Gewebe mit einseitigem Velour, welches verbesserte Knickfestigkeit aufweist ohne Kräuselung,
die Beschaffung eines Verfahrens zur Herstellung eines verbesserten ausfransfesten, gewobenen Gefäßimplan tates aus synthetischem Gewebe in Übereinstimmung mit der Erfindung.

Noch weitere Ziele und Vorteile der Erfindung liegen teilweise auf der Hand und werden teilweise aus der Beschreibung ersichtlich.

Für ein besseres Verständnis der Erfindung wird in der folgenden Beschreibung bezug genommen auf die beiliegenden Zeichnungen, in welchen

Fig. 1 ein Webdiagramm eines ausfransfesten, gewo benen Gefäßimplantates aus synthetischem Gewebe, hergestellt gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung;

Fig. 2 einen schematischen Schnitt in Richtung der Kette einer fertigen Implantatoberfläche, welche die verschlungenen Enden zeigt, und des Schußgarns eines Implantatgewebes mit dem Webmuster von Fig. 1;

Fig. 3 einen vergrößerten Querschnitt eines Schuß garns des Implantatsubstrates von Fig. 1;

Fig. 4 einen Querschnitt einer Bikomponenten-Sta pelfaser der schmelzbaren Komponente des Schuß garns aus Fig. 3;

Fig. 5 eine perspektivische Ansicht eines schlauchför migen, ausfransfesten, gewobenen Einfachvelour-Ge fäßimplantates, hergestellt gemäß der Erfindung, und

Fig. 6 eine perspektivische Ansicht eines verzweig ten, ausfransfesten, gewobenen Einfachvelour-Gefäß implantates, hergestellt gemäß der Erfindung, darstellt.

Die gewobenen synthetischen Gefäßimplantate, her gestellt gemäß der Erfindung, sind anwendbar auf einen großen Bereich von Durchmessern, einschließlich den kleinen 2 bis 6 mm Durchmesser-Bereich geeignet für peripheren Gebrauch, wie auch Dimensionen bis zu et wa 40 mm. Die Implantate können dementsprechend gewoben werden mit inneren Durchmessern im Bereich von etwa 2 bis etwa 40 mm, sind beständig gegen Aus fransen und sind selbsttragend und widerstehen dem Knicken ohne gekräuselt zu sein.

In einer bevorzugten Ausführung der Erfindung weist das gewobene Implantat einen Durchmesser von 6 mm oder weniger auf. In einer anderen bevorzugten Ausfüh rungsform weist das gewobene Implantat eine äußere Oberfläche mit Schleifen auf und eine glatte innere Oberfläche. Die Implantate sind ausfransfest und sind selbsttragend und beständig gegen Knicken ohne Kräu selung der Gewebeoberfläche. Die Implantate besitzen Ausfransfestigkeit, welche durch Hitze härtende Kett- und Schußgarne verliehen wird, welche schmelzbare Bi komponenten-Stapelfasern enthalten, die einen Poly esterharzkern und einen Überzug aus niederschmelzen dem Copolymer oder Polyäthylen aufweisen. Während der Hitzehärtung haftet der schmelzbare Harzüberzug in den Garnen in dem Gewebe an jedes verflochtene Garn im Gewebe. Das schmelzbare Garn besteht aus Celbond Typus K54-Bikomponenten-Stapelfasern von Hoechst Celanese. Die Stapelfasern sind erhältlich in einer Länge von 38,1 bis 76,2 mm (1½ bis 4 Inches) und einer Stärke von 18 bis 135 tex (2 bis 15 Denier). Die verwendeten Garne sind biologisch kompatibel.

Die Versteifungskomponente in den Schußgarnen kann ein Monifilament sein. Die Auswahl variiert je nach den gewünschten Kennzeichen des schlauchförmi gen Implantates. Die Versteifungskomponente muß je doch genügend steif sein, um den Schlauch ohne Kräu selung Dimensionsstabilität und radiale Steifheit mit Elastizität zu verleihen. Die Versteifungskomponente sollte die folgenden minimalen physikalischen Eigen schaften besitzen:
Durchmesser: < 0,0508 mm < 0,254 mm (< 2 < 10 mils)
Zähigkeit: ≧ 3 g/9 tex (3 g pro Denier; 53,000 psi)
Anfangsmodul: ≧ 50 g/9 tex (50 g/Denier; 800,000 psi)
EI: ≧ 3,9 × 10^-8 lb.in.²

Wo EI die berechnete Biegesteifigkeit ist, ist E der Anfangsmodul der Elastizität und I das Trägheitsmo ment

Der Durchmesser kann variieren je nach dem ge wünschten Kennzeichen, liegt jedoch typischerweise im Bereich von 0,0508 mm bis 0,254 mm (2 bis 10 mils).

Die Implantate besitzen Elastizität in Längsrichtung, welche durch Hitzehärtung verliehen wird, wenn das Implantat in Längsrichtung komprimiert wird. Dies komprimiert die Kettgarne, um ihnen die Streckung zu verleihen ohne die Gewebeoberflächen kräuseln zu müssen.

Vorzugsweise sind die Mehrzahl der im gewobenen Implantat verwendeten Garne Polyäthylenterephthalat, wie Dacron-Polyester, erhältlich von Du Pont, oder Po lyester erhältlich von Teijin, Hoechst-Celanese und To ray Industries. Das Implantatsubstrat wird durch Ver weben einer Mehrzahl von Kettenden aus Multifila mentgarnen mit einem kombinierten Schußgarn aus schmelzbarem Garn und versteifendem Monofilament garn, welche vor dem Weben gefacht oder zusammen aufgewickelt wurden. Das Gewebe wird hitzegehärtet, um die Bikomponentenfasern an orthogonale Kettgar ne zu binden, um Nachgiebigkeit in Längsrichtung zu ergeben, welche die Integrität des Implantats aufrech terhält. Die Bindung des niederschmelzenden Überzu ges der Bikomponenten-Stapelfasern an die vernetzten Kettgarne ergeben die Ausfransfestigkeit. Die Vielzahl der gebundenen Stellen ermöglicht, daß das schlauch förmige Implantat in jedem beliebigen Winkel geschnit ten werden kann und ausfrasfest bleibt.

Der als Versteifungskomponente in dem folgenden Beispiel verwendete Monofilamentpolyester ist ein Polyäthylenterephthalatgarn von 0,127 mm (5 mil). Das Garn weist die folgenden physikalischen Eigenschaften auf:
Durchmesser: 0,127 mm (5 mil)
Zähigkeit: 6,2 g pro 9 tex (6,2 g/Denier; 110,000 psi)
Anfangsmodul: 112 g pro 9 tex (112 g/Denier; 1,980,000 psi)

berechnete Bindesteifigkeit = E × I

EI = 3,8 × 10^-6 lb.in.²

Die schmelzbare Faser, Celbond, besteht aus einem Polyesterkern und einem Polyester- oder Polyäthylen- Überzug. Es ist der Überzug der Faser, welcher die Adhäsion ergibt. Die erhältlichen Überzugsharze schmelzen im Bereich von 110 bis 200°C, während das Kernharz bei etwa 260°C schmilzt. Die Faser kann ent weder zu einem Garn gesponnen sein und mit dem Mo nofilament vereint werden oder sie kann direkt mit dem Monofilament unter Verwendung des Kernspinnverfah rens kombiniert werden. Dieses erzeugt ein Garn mit einem Monofilamentkern mit den Celbond-Fasern dar um gewickelt, wodurch sie einen Überzug bilden.

Die schmelzbare Komponente kann entweder eine Faser sein, welche vollständig aus schmelzbarem Harz gebildet ist, wobei die ganze Faser schmelzen würde, nicht nur der Überzug. Es ist auch möglich, Multifila mentgarne zu verwenden, ob sie nun Bikomponenten sind oder Einzelkomponenten, anstelle des Stapelgarns. Das niederschmelzende Harz kann auch direkt auf die Außenseite der Monofilamentkomponente des Schuß garns durch Coextrusion oder Überzugsverfahren auf gebracht werden. Dies würde die Verwendung der Cel bond-Faser im Beispiel ersetzen.

Während der Hitzehärtung, wenn der Schlauch zu einem schlauchförmigen Gefäßimplantat gebildet wird, verschmilzt die Bikomponenten-Celbond-Faser an die orthogonalen Kettgarne. Dies bedeutet, daß die Schuß- und Kettgarne an jeder Kreuzung miteinander ver schmelzen würden. Dieses Verschmelzen erlaubt es, das fertige Implantat in jedem Winkel zu schneiden, ohne daß die Garne sich verschieben, rennen oder ausfasern.

Dehnung wird in das Implantat eingebaut durch We ben des Gewebes mit 25 bis 50% weniger Schüssen pro 2,54 cm (pro Inch) als im fertigen Implantat. Während des Fertigungsverfahrens wird der Schlauch auf einem Verformungsdorn in Längsrichtung um 25 bis 50% komprimiert und hitzegehärter. Die Hitzehärtung auf diese Weise bewirkt eine Kräuselung und Knickung der Kettgarne, was ihnen elastische Dehnung verleiht. Es ist diese Dehnung, welche den fertigen Implantaten ermög licht, in Längsrichtung flexibel zu sein ohne die Oberflä che des Implantates kräuseln zu müssen.

Die versteifende Monofilamentkomponente des Schußgarns kann aus jedem kompatiblen Garn beste hen, wie Polyäthylenterephthalat, Polyurethan, Polyte trafluoräthylen oder Silikon. Es verleiht mechanische Festigkeit, Dimensionsstabilität und radiale Steifheit mit Elastizität, wodurch das offene Lumen für normalen Blutfluß aufrechterhalten wird und ergibt die notwendi ge Berstfestigkeit. Die Multifilament-Kettgarne erge ben die notwendige Struktur und Abdeckung für Gewe behaftung und -einwachsen aus der äußeren Oberfläche und hilft bei der Regulierung der Porosität des Implan tates. Die Velourschleifen sind Multifilament-Kettgarne nur auf der äußeren Oberfläche. In der bevorzugten einseitigen Velourkonstruktion fördert die äußere Ve louroberfläche die Haftung und das Anwachsen des Ge webes. Die innere Oberfläche weist ein feines niederes Profil auf, welches die Bildung von glatten dünnen Neointima fördert.

Die besondere Auswahl von Multifilament-Kettgar nen zusammen mit den kombinierten Versteifungs- und Schmelzstapelgarnen und Monofilament-Schußgarnen ergeben ein Implantat, welches verbesserte Knickbe ständigkeit über einen weiten Bereich an Durchmessern aufweist. So können kleinere Biegeradii erzielt werden ohne Occlusion.

Fig. 1 illustriert das Webmuster eines gewobenen Ge fäßimplantatsubstrates 11, hergestellt gemäß einer be vorzugten Ausführungsform der Erfindung. Das Sub strat 11 ist aus einer Vielzahl von Kettfäden 12 und Füllgarnen 13 gewoben. Fig. 2 ist eine schematische Darstellung von Substrat 11 im Querschnitt mit einer glatten inneren Oberfläche 14 und einer Velour-Außen- Oberfläche 16 mit Schleifen 17 aus Multifilament-Kett garnen, welche von der Oberfläche des Implantates 19 abstehen.

In Fig. 1 umfaßten die Kettenden 12 Grundkettenden aus Multifilamentgarn 18. In der illustrierten Ausfüh rungsform ist Multifilamentgarn 18 ein einsträhniges nicht-strukturiertes (flaches) ungeschrumpftes Poly äthylenterephthalatgarn (Teijin) (1/50/48) (einsträhnig/ 50 Denier/48 Filamente) mit einer 5z-Zwirnung. Die Schleifen- oder Florkomponente der Kettgarne 12 ist ein Multifilamentgarn 19, welches mit jedem der Kett grundenden 18 alterniert. Im Substrat 11 ist das Multifi lament-Kettgarn 19 ein strukturiertes 2/50/48-Garn (zweisträhnig/50 Denier/48 Filamente) mit 1,5s-Zwir nung aus Polyäthylenterephthalat (Teijin).

Das Schußgarn 13 ist eine Kombination einer Mono filamentgarnkomponente 21, vereint mit einer schmelz baren Stapelgarnkomponente 22, wie im Detail im Querschnitt von Fig. 3 dargestellt. Das schmelzbare Garn 22, welches aus Bikomponenten-Stapelfasern 25 gebildet ist, welche einen Polyesterkern 23 mit einem niederschmelzenden Überzug aus einem Copolyester harz 24, welcher den Kern 23 umgibt, enthalten, ist in vergrößertem Querschnitt einer einzelnen Faser 25 in Fig. 4 dargestellt. Das schmelzbare Garn 23 ist 40 c. c. (English Cotton Count) Celbond Typ K54, bestehend aus 2 Denier/2"-Stapelfasern mit einem Verzwirnungs faktor von 4^- (etwa 25 Umdrehungen pro Inch), wel ches einen Überzug vom Schmelzpunkt 110°C aufweist. Die Schußkomponenten sind zusammengefacht mit oder ohne Verzwirnung vor dem Weben.

Fig. 5 ist eine perspektivische Ansicht eines gleichför migen Implantates 31, hergestellt gemäß der Erfindung. Das Implantat 31 weist eine glatte innere Oberfläche 32 und eine äußere erhobene Velouroberfläche 33 mit ei ner Vielzahl sich nach außen erstreckenden Schlingen 34 auf. Auf ähnliche Weise illustriert Fig. 6 ein ver zweigtes Implantat 41, welches ein Hauptkörperseg ment 42 und zwei Beine 43 und 44 aufweist. Die Beine 43 und 44 sind an den Hauptkörper 42 bei einer Gabelung 46 angeschlossen, welche allgemein durch eine Stichrei he 47 verstärkt ist, um die ursprüngliche Porosität des Implantates so dicht wie möglich beizubehalten. Das Implantat 41 weist eine glatte innere Oberfläche 48 und eine äußere Oberfläche 49 mit Schlingen 51 auf. Wie aus dem Webmuster von Fig. 1 ersichtlich ist, sind die Schlingen 34 und 51 der Implantate 31 bzw. 41 aus Mul tifilamentgarnen gebildet. Im Substrat 11 sind die Kett garne 19 strukturierte ungeschrumpfte Polyestergarne.

Nach dem Weben des Substrates 11 in dem in Fig. 1 dargestellten Muster werden die schlauchförmigen Im plantate 31 und 41 geschnitten, dann gekocht und in einem heißen Bad gewaschen, was zu einer Schrump fung oder Relaxation von etwa 10 bis 30% führt. Die Schläuche werden sodann einer ersten Hitzehärtungs stufe unterworfen, indem sie auf einen geraden Dorn von spezifischer Größe in einer in Längsrichtung ge reckten Kondition aufgebracht und in einem Konvek tionsofen bei 175°C während 20 Minuten belassen wer den, um dem Implantat einen gerundeten Zustand zu verleihen und die Celbond-Garne an die mit ihnen in Berührung stehenden Garne zu binden. Die Implantate werden sodann einer zweiten Hitzehärtungsstufe auf dem Dorn derselben Größe unterworfen, jedoch in Längsrichtung um etwa 25 bis 50% komprimiert. Diese zweite Hitzehärtungsstufe in komprimiertem Zustand baut die Dehnung in Längsrichtung und die strukturelle Integrität und die Knickfestigkeit ein ohne die Implan tatwand kräuseln zu müssen. Die Implantate können auch in einem nichtgeraden Zustand hitzegehärtet wer den, um geformte Implantate zu erzeugen, wie einen Aortabogen, welche sodann durch den Chirurgen wäh rend der Implantation nicht zu biegen oder zu verfor men zu werden brauchen.

Wie in den Fig. 5 und 6 dargestellt, sind schlauchför mige gewobene Gefäßimplantate 31 und 41, hergestellt gemäß der Erfindung, nicht gekräuselt, um ein offenes Lumen aufrecht zu erhalten. Dies ist dem Einschluß der verhältnismäßig steifen Monofilamentkomponente 21 in den Schußgarnen 13 zuzuschreiben und dem Schmel zen von Bikomponentengarn 25 an die orthogonalen Kettgarne 12.

Die Spezifikationen der verwendeten Garne und Sub strat 11 sind im folgenden Beispiel angegeben. Dieses Beispiel wird nur zu Illustrationszwecken gegeben und ist in keiner Weise im einschränkenden Sinne zu verste hen.

Beispiel

Sieben Größen von schlauchförmigen Implantaten wurden mit den folgenden Garnen im Muster von Fig. 1 gewoben.

Schlauchförmige Webkonstruktion

Grundbindung für Gitterstruktur:
Ketten-Flottierungsbindung für Schleifen- oder Fluor oberfläche:
Krähenfuß (Flottierung der äußeren Oberflächen, siehe Fag. 2) alterniert jedes zweite Ende (siehe

Fig.

1).

Garnkonstruktion

Grundkette: 1/50/48 (5z) flacher unstrukturierter unge schrumpfter Polyester (Teijin).
Kettenflottierung: 2/50/48/1m5s) strukturiertes unge schrumpftes Polyester (Teijin).
Füllung: 5 mil PET-Monofilament zusammen aufgespult mit 40 c. c. Celbond K-54-Polyester.

Dichtebeschreibung

Lade: 320 Enden pro Inch (40 Kerben pro Inch × 8 En den pro Kerbe)
Schußschläge: 44 Schußschläge pro Inch pro Schicht (88 total in Schlauchform) eingesetzt, 46 entspannt (vom Rahmen weg).

Schlauchbeschreibung

Rohe Innendurchmesser: 4,3, 5,3, 6,3, 7,3, 8,3, 9,3 und 10,3 mm.
Fertige Innendurchmesser: 4, 5, 6, 7, 8, 9 und 10 mm.

Der Velour wurde gebildet durch Weben von jedem zweiten Kettende in einem Krähenfußmuster, was er möglicht, daß die Kette, welche das Schlingengarn bil dete, über drei Schuß und unter einem Schuß liegt. Die verbleibenden angrenzenden Enden bilden ein Unige webe.

Nach dem Weben wurden die einzelnen Velour-Im plantatmaterialien von Beispiel 1 geschnitten, bei 80°C in Wasser und Reinigungsbad gekocht und tüchtig ge spült, getrocknet und dann in einem Heißwasserbad bei etwa 70°C gespült, um Chemikalienspuren zu entfernen, und getrocknet. Die Implantatschläuche schrumpften um etwa 10 bis 20% in der Länge.

Die Schläuche wurden sodann in einem in Längsrich tung getrecktem Zustand auf einen zweckmäßig bemes senen geraden Dorn aufgezogen und bei 150°C wäh rend 20 Minuten in einem Konvektionsofen fixiert, um eine runde Gestalt zu erzielen und die Celbond-Garne zu verschmelzen. Die Schläuche wurden dann in Längs richtung um etwa 30 bis 40% ihrer Länge komprimiert und wiederum auf dem Dorn derselben Größe bei 175°C während 20 Minuten in einem Konvektionsofen fixiert. Vorzugsweise beträgt die Kompression etwa 25 bis 50% in der Länge.

Die Porosität der Implantate wurde auf etwa 100 ml/ min/cm² geschätzt.

Die Nachgiebigkeit in Längsrichtung eines schlauch förmigen Gefäßimplantates ist ein relatives Maß für die Fähigkeit des Implantates, sich bei einer gewissen Kraft zu dehnen, und wird als prozentuale Dehnung pro Kilo gramm Kraft ausgedrückt. Die im Beispiel hergestellten Implantate wurden etwa 30% in der Länge gestreckt, wenn die Spannung von 0 auf 1 kg erhöht wurde. Dies erlaubt dem Implantat, sich leicht zu biegen ohne zu knicken. Die schmelzbare Komponente beeinträchtigte den Griff oder die Flexibilität im Vergleich zu üblicher weise gewobenen Implantaten nicht.

Nach dem Schmelzen in den Fixierstufen konnten die Garne nicht an den Schlauchenden zerfranst werden, selbst nach dem Schneiden der Implantatenden in Win keln.

Die Kennzeichen und Eigenschaften der erfindungs gemäß gewobenen Implantate können nach Wunsch va riiert werden durch Auswahl und Kombination der Aus gangsketten- und Schußgarne und des Webmusters. In den illustrierten Beispielen sind die Kettengrundgarne unstrukturierte, ungeschrumpfte (oder flache) Multifila mentpolyestergarne, sie könnten jedoch auch vorge schrumpft oder ungeschrumpft strukturiert oder un strukturiert oder eine Kombination von Garnen, welche in gewünschten Webmustern alternieren, sein. Das be vorzugte Kettgarn, welches den Flor oder die Schlingen bildet, ist ein strukturiertes Multifilament-Polyester garn, doch könnte es ebenfalls vorgeschrumpft oder un geschrumpft in strukturierter oder unstrukturierter Form vorliegen. Die einzige Einschränkung besteht dar in, daß genügend Multifilamentgarne vorhanden sein müssen unter Berücksichtigung der gewünschten En dresultate. Das Schußgarn ist ein zusammengesetztes, schmelzbares Vollkomponentengarn, welches mit ei nem Polyäthylentherephthalat-Monofilamentgarn kom biniert ist.

Es ist somit ersichtlich, daß die oben gesetzten Ziele unter jenen, welche sich aus der vorstehenden Beschrei bung ergeben, wirksam erreicht werden und, nachdem gewisse Änderungen durchgeführt werden können, oh ne vom Geist und vom Geltungsbereich der Erfindung abzuweichen, ist zu beachten, daß alle Ausführungen in der obigen Beschreibung und die Darstellung in den beiliegenden Zeichnungen lediglich als Illustration zu interpretieren sind und nicht in einem einschränkenden Sinn.

Zusammengefaßt

Ein ausfransfestes, selbsttragendes, gewobenes, schlauchförmiges Gefäßimplantat aus synthetischem Gewebe umfaßt eine schmelzbare Phase, die in dem Gewebe im Schußgarn einverleibt ist. Das Implantat wird aus Multifilament-Polyesterkettgarnen gewoben, welche strukturiert oder flach sein können. Das Schuß garn umfaßt eine bei niederer Temperatur schmelzbare Phase oder ein solches Harz, welches mit einem steifen Monofilament kombiniert werden kann. Die Monofila mentkomponente erzielt radiale Steifheit, um Knick- und Knitterfestigkeit zu verbessern. Nach der Hitzehär tung schmilzt das bei niederer Temperatur schmelzbare Harz an die orthogonalen Kettgarne bei jeder Kreu zung und verleiht dem fertigen Implantat Ausfransfe stigkeit. Verbesserte Knickfestigkeit macht die schlauchförmigen Implantate geeignet zur Verwendung peripheraler Anwendungen von mittlerem und kleinem Durchmesser. Ein bevorzugtes Implantat weist eine äu ßere Velouroberfläche und eine glatte innere Oberfläche auf.

Claims

1. Ausfransfestes und selbsttragendes gewebtes, synthetisches Gefäßim plantat mit einem schlauchförmigen Gewebe, umfassend ein Grundge webe, gebildet aus einer Mehrzahl von Kettfäden, die mit einem Schußgarn verwebt sind,
wobei das Grundgewebe eine schmelzbare Komponente enthält, um durch Schmelzen der Komponente das Gewebe bei einer Hitzebehandlung des Gewebes ausfransfest zu machen,
wobei das Schußgarn des Grundgewebes eine Versteifungskom ponente über die Länge des Grundgewebes umfaßt, und
wobei die Biegesteifigkeit der Versteifungskomponente wenig stens so groß ist, daß nach einer Hitzefixierung des in einer From mit offenem Lumen ohne Kräuselung gehaltenen Gewebes das Grundgewebe radiale Steifigkeit mit Elastizität aufweist und sich ein selbsttragendes Gewebe ergibt.

2. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Schußgarn die schmelzbare Komponente umfaßt.

3. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Kettgarne die schmelzbaren Komponenten umfassen.

4. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die schmelzbare Komponente eine Zweikom ponentenfaser ist, welche einen Kern mit hohem Schmelzpunkt und einen bei niederer Temperatur schmelzbaren Polymerüberzug aufweist.

5. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Kern aus Polyester besteht und der Überzug aus einem kompatiblen Harz, welches einen Schmelzpunkt zwischen etwa 110 und 230°C aufweist.

6. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß schmelzbare Komponente des Schußgarns zusammen mit der Versteifungskomponente des Schußgarns verwebt ist.

7. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Kettfäden textile Multifilamentgarne enthalten.

8. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Multifilamentgarne aus Polyäthylenterephthalat bestehen.

9. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Versteifungskomponente ein Monofilamentgarn ist.

10. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die schmelzbare Komponente ein Garn ist, welches aus Zweikom ponentenfasern gebildet ist, welche einen Polyesterkern umgeben von einem bei niederer Temperatur schmelzenden Polymerüberzug auf weisen.

11. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das Garn aus Zweikomponentenfasern vor dem Verweben mit dem die Versteifungskomponente bildenden Monofilamentgarn gewickelt ist.

12. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß das Monofilamentgarn Polyäthylenterephthalat ist.

13. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß das Monofilamentgarn einen Durchmesser von etwa 0,0508 bis 0,254 mm (2 bis 20 Mil) aufweist.

14. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die schmelzbare Komponente zwischen etwa 110 und 230°C schmilzt.

15. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die schmelzbare Komponente ausgewählt ist aus der Gruppe bestehend aus Copolyester-, Polyäthylen-, aktivierten Copolyäthylen-, Copolyolefin- und Polyurethanharzen.

16. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Grundgewebe mindestens eine Velour-Oberfläche aus einer Vielzahl von Schlingen aus Multifilament kettfäden aufweist.

17. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Kettfäden zwischen jedem Kettfaden alternieren.

18. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß die Multifilamentkettflorfäden aus Polyäthylenterephthalat bestehen.

19. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß das Kettflorgarn aus strukturiertem Polyäthylenterephthalat besteht.

20. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß das schlauchförmige Grundgewebe eine äußere Oberfläche mit Schlingen und eine glatte innere Oberfläche aufweist, wobei die Schlingen auf der äußeren Oberfläche aus Florkettgarnen aus struktu riertem Multifilamentgarn bestehen.

21. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Implantat wärmegehärtet ist, um die schmelzbaren Komponenten an die benachbarten Garne zu binden und daß das Gewebe in Längsrichtung nachgiebig ist, um das Gewebe knickfest zu machen.

22. Selbsttragendes, gewebtes, synthetisches Gefäßimplantat mit ein seitigem Velour mit einem schlauchförmigen Gewebe, umfassend ein Grundgewebe, gewebt aus einer Mehrzahl von Kettgrundfäden, welche mit einem Schußgarn eine Gitterstruktur bilden, und mit einer Mehrzahl von Kettflorfäden, welche Schlingen auf der äußeren Oberfläche des Grundgewebes bilden, um eine äußere Velour-Oberfläche und eine glatte innere Oberfläche zu erzielen, dadurch gekennzeichnet, daß das Schußgarn eine schmelzbare Komponente kombiniert mit einem verstei fenden Monofilamentgarn über die Länge des Substrats umfaßt, wobei die Biegesteifigkeit der Versteifungskomponente wenigstens so groß ist, daß nach einer Hitzefixierung des Gewebes in einer Form mit offenem Lumen ohne Kräuselung in longitudinal gestauchtem Zustand des Grundgewebes, das Grundgewebe radiale Steifigkeit mit Elastizität sowie elastische Dehnbarkeit in Längsrichtung aufweist und sich ein ohne Kräuselung selbsttragendes und beim Abbiegen knickfestes Gewebe ergibt.

23. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß das Schußgarn ein Garn aus schmelzbaren Fasern, aufgewunden zusammen mit dem Monofilamentgarn, enthält.

24. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß das Garn ein Garn aus Zweikomponentenfasern ist, welche einen Polyesterkern umgeben von einem bei einer niederen Temperatur schmelzenden Polymerüberzug haben, welches zusammen mit dem Monofilament-Polyäthylenterephthalatgarn aufgewunden ist.

25. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der Ansprüche 22 bis 24, dadurch gekennzeichnet, daß die Kettflorfäden abwechseln mit den Kettgrundfäden.

26. Gewebtes Gefäßimplantat nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, daß die äußere Velour-Oberfläche von Kettflorfäden aus strukturierten Multifilament-Polyäthylenterephthalatgarn gebildet ist.

27. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der Ansprüche 22 bis 26, dadurch gekennzeichnet, daß das Gewebe hitzegehärtet ist, um die schmelzbare Komponente an die benachbarten Garne zu binden und das Gewebe riffelfest zu machen.

28. Verfahren zur Herstellung eines ausfransfesten, selbsttragenden gewebten Gefäßimplantates, umfassend die Schritte:

- Herstellen eines schlauchförmigen Gewebes mit einem Grundge webe, gebildet aus einer Mehrzahl von Kettfäden, die mit einem Schußgarn verwebt werden, wobei das Grundgewebe eine schmelzbare Komponente enthält und das Schußgarn eine Versteifungskomponente enthält,
- Hitzehärtungen des Gewebes, um die schmelzbare Komponente an benachbarte Garne zu binden und um das Gewebe in einer Form mit offenem Lumen ohne Kräuselung des Grundgewebes zu fixieren, wobei die Biegesteifigkeit der verwendeten Versteifungs komponente wenigstens so groß ist, daß nach der Hitzehärtung das Grundgewebe radiale Steifigkeit und Elastizität aufweist und sich ein ohne Kräuselung selbsttragendes Gewebe ergibt.

29. Verfahren nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, daß das Grundgewebe zu einem Schlauch gewebt wird.

30. Verfahren nach Anspruch 28 oder 29, dadurch gekennzeichnet, daß die Hitzehärtung den Schritt umfaßt, das schlauchförmige Gewebe auf einen Dorn aufzuziehen und im gestreckten Zustand zu erhitzen.

31. Verfahren nach einem der Ansprüch 28 bis 30, dadurch gekenn zeichnet, daß die Hitzehärtung den Schritt umfaßt, das schlauchförmige Gewebe auf einen Dorn aufzuziehen, auf dem Dorn in Längsrichtung zu stauchen und zu erhitzen, um die Garne im longitudinal gestauchtem Zustand zu fixieren, und dem Gewebe eine Dehnbarkeit in Längs richtung zu verleihen.

32. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der Ansprüche 1 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß das Gewebe in einen longitudinal gestauchten Zustand gebracht ist, um den Kettfäden longitudinale Nachgiebigkeit zu verleihen.

33. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der Ansprüche 1 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß die Versteifungskomponente bei jedem Schuß des Gewebes vorhanden ist.

34. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der Ansprüche 1 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß das schlauchförmige Gewebe eine Vielzahl von Polfäden aufweist zur Bildung einer Velour-Oberfläche auf wenigstens einer Seite des Gewebes.

35. Selbsttragendes, gewebtes synthetisches Gefäßimplantat mit ein seitigem Velour nach einem der Ansprüche 22 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß die Versteifungskomponente bei jedem Schuß vorhanden ist.

36. Ausfransfestes, gewebtes synthetisches Gefäßimplantat mit einem schlauchförmigen Gewebe, umfassend ein Grundgewebe aus einer Mehrzahl von Kettfäden, die mit einem Schußgarn verwebt sind, wobei das Grundgewebe eine schmelzbare Komponente umfaßt, dadurch gekennzeichnet, daß die schmelzbare Komponente eine Zweikom ponentenfaser ist mit einem Kern mit hohem Schmelzpunkt und einem bei niederer Temperatur schmelzbaren Polymerüberzug, dessen Schmelzpunkt tiefer liegt als der der übrigen Fäden, um nach der Wärmebehandlung benachbarte Fäden aneinander zu binden.

37. Gewebtes Gefäßimplantat nach einem der Ansprüche 1 bis 27, 32 bis 36, dadurch gekennzeichnet, daß die Biegesteifigkeit EI der Ver steifungskomponente wenigstens 11,4 × 10^-12 kg × m² (3,9 × 10^-8 lb. in.²) beträgt.