DE69820616T2

DE69820616T2 - Lumenendoprothese

Info

Publication number: DE69820616T2
Application number: DE69820616T
Authority: DE
Inventors: Noureddine Frid
Original assignee: Medicorp R&D Benelux SA
Current assignee: Medicorp R&D Benelux SA
Priority date: 1997-05-27
Filing date: 1998-05-26
Publication date: 2004-09-30
Anticipated expiration: 2018-05-27
Also published as: ES2213903T3; ATE256440T1; PT986347E; IL133120A0; DE69820616D1; US6051021A; EP0986347B1; EP0880946A1; KR20010012796A; KR100656725B1; AU726933B2; WO1998053762A1; BR9809663A; BE1011180A6; CN1163197C; RU2221523C2; IL133120A; AU7631998A; CA2291686A1; CN1257416A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft radial expandierbare Lumenendoprothesen und insbesondere Gefäßendoprothesen, insbesondere Stents.
Seit der Arbeit von C. DIDCOTT an der Dilatation und Unterstützung anatomischer Kanäle, erfreut sich das Konzept der dilatierbaren Endoprothesen großen Erfolges.
Einer der bemerkenswertesten Durchbrüche auf diesem Gebiet betrifft insbesondere die kardiovaskuläre Chirurgie, insbesondere die Reduzierung von Aneurysmen und die Eröffnung von Stenosen.
Eine Folge der allgemeinen Erfolgsrate dieser Methoden waren steigende Anforderungen auf Seiten der Ärzte, sowohl was die Qualität der auf den Markt gebrachten Produkte als auch was ihre Anwendungsfreundlichkeit anging.
Entscheidende Kriterien in dieser Hinsicht sind der hohe Quotient zwischen Endoprothesendurchmesser im kontrahierten Zustand und Nenndurchmesser (im nicht eingezwängten Zustand), aber auch die Flexibilität dieser Endoprothese, die in der Lage sein muss, bei der Einführung gewundenen Wegen zu folgen, ohne zu knicken.
Nach der Platrierung muss die Endoprothese darüber hinaus mechanische Eigenschaften aufweisen, die mit denen der zu behandelnden Gefäße kompatibel sind, und sie muss den Druckspannungen widerstehen, die durch den Umgebungsdruck und die Anwesenheit benachbarter Organe erzeugt werden.
Die Forschung konzentrierte sich zunächst insbesondere auf Blutgefäße mit kleinem oder mittlerem Durchmesser, aber auf dem Gebiet der Gefäße mit sehr kleinem Durchmesser und auch bei anatomischen Kanälen mit großen Durchmesser bleibt noch viel zu tun.
Die Behandlung von Thorax- und Bauchaneurysmen erfordert somit die Verwendung von Endoprothesen mit großem Durchmesser: in der Größenordnung von 35 bis 45 mm für Thoraxaneurysmen und in der Größenordnung von 22 bis 33 mm für Bauchaneurysmen.
Keine der auf dem Markt erhältlichen Endoprothesen in diesem Durchmesserbereich erfüllt zur Zeit vollständig die Erwartungen der Ärzte, was im Wesentlichen daran liegt, dass sie ihre Rolle langfristig nicht erfüllen können, sie nicht einfach anzuwenden sind oder die verwendeten Materialien nicht geeignet sind.
Die zur Reparatur von anatomischen Kanälen verwendeten Endoprothesen umfassen ein starres Gerüst, das häufig mit einem Überzug versehen ist. Die nur aus einem Gerüst bestehenden Endoprothesen nennt man „Stent".
Prinzipiell gibt es zwei Arten von Gerüsten (oder Stents) auf dem Markt, nämlich Gerüste, die durch aufblasbare Ballons dilatiert werden, und selbstexpandierende Gerüste, die aus geflochtenen oder ungeflochtenen Strukturen bestehen.
Es gibt Endoprothesen, die erst platziert und dann durch Einführung eines aufblasbaren Ballons auf ihren Nenndurchmesser dilatiert werden.
Spezielle Nachteile dieser Technik sind die Unterbrechung des Blutflusses und die Abmessungen des Gerüsts.
Die Ballonstents können nur zur Behandlung von Läsionen in Arterien mit kleinem Durchmesser (maximal 12 mm) verwendet werden. Der Grund dafür ist einfach: Wenn ein Stent mit einem Ausgangsdurchmesser von beispielsweise 3 mm auf einen Durchmesser von 8, 10 oder sogar 12 mm dilatiert werden soll, muss ein Druck von bis zu 5 bis 10 Atmosphären aufgebracht werden (wie in US-4.950.227 angegeben).
Der Ballon muss deshalb extrem kräftig sein, was Probleme in Bezug auf den Durchmesser mit sich bringt.
Ferner können lange Läsionen mit dieser Technik nicht behandelt werden.
Es sei angemerkt, dass ein Eingriff an einem Bauchaneurysma 6 bis 8 Stunden dauern kann, wenn der femorale oder iliakale Zugang gewählt wird (im Vergleich mit einer durchschnittlichen Dauer von 2 Stunden bei der Behandlung über eine direkte chirurgische Route).
Selbstexpandierende Stents benötigen keine Ballons: Sie werden im Allgemeinen in Längsrichtung gestreckt und in einer Gestalt mit verringertem Durchmesser in ein Applikationsbesteck, das aus einem röhrenförmigen Katheter mit einer Schubstange besteht, eingeführt. Die gesamte Anordnung wird dann insbesondere über die femorale oder iliakale Route bis zur Ablagestelle vorgeschoben, wo die Endoprothese freigegeben wird.
Obwohl die bekannten Modelle der selbstexpandierenden Stents einige Vorteile aufweisen, sind sie auch mit mehreren Einschränkungen behaftet, die lange als unüberwindbar galten. Ihr Durchmesser ist im Allgemeinen nicht größer als 25 mm.
Mit den geflochtenen Stents mit Kobalt/Nickel/Chrom-Legierungen (ELGILOY^® oder PHYNOX^®) können aber Durchmesser im Bereich von 2 mm bis 45 mm oder sogar 50 mm erhalten werden.
Nach der Freisetzung nimmt die Endoprothese, die zunächst einer Verlängerung mit Verengung ihres Durchmessers unterliegt, automatisch wieder ihren Nenndurchmesser an.
Die ersten geflochtenen Endoprothesen dieser Art wurden von C. DIDCOTT hergestellt.
FR-1.602.513 offenbart Endoprothesen, die aus einem starren Gerüst bestehen, das durch Flechten von Metallfäden hergestellt wird. Dieses Dokument beschreibt Geflechte mit einem Schnittwinkel α zwischen 45 und 90° zwischen den Fäden zweier verschiedener Schichten.
Rein vom mechanischem Standpunkt aus ist das Geflecht Druckspannungen gegenüber natürlich umso weniger widerstandsfähig, je mehr die geflochtenen Fäden, aus denen es besteht, von einer quasi ringförmigen Struktur abweichen, also einer Spirale mit sehr geringer Steigung, entsprechend einem Winkel, der möglichst nahe bei 90° relativ zur Achse des Geflechtwinkels liegt (d. h. der Winkel α zwischen den Fäden sollte möglichst nahe bei 180° liegen, d. h. tatsächlich um 120°) (wie in FR-2.333.487 beschrieben).
Je kleiner dieser Winkel, desto weniger widerstandsfähig ist das Geflecht gegen Druckspannungen.
Das Patent US-5.061.275 beschreibt eine Endoprothese mit einem geflochtenen Rahmen, bei dem der Schnittwinkel α stumpf ist. In diesem Fall ist der Längenausdehnungskoeffizient der Prothese hoch, was Probleme bei ihrer Platzierung nach sich zieht. (Der Längenausdehnungskoeffizient ist definiert als Verhältnis der axialen Ausdehnung einer solchen Prothese in ihrem gespannten Zustand, also mit verringertem Durchmesser, und ihrem ungespannten Zustand, also ihrem Nenndurchmesser).
Die Freisetzung dieser Art von Endoprothese erfordert daher lange Praxis, weil mit ihr schwer zu zielen ist (die Endoprothese erfährt im Moment ihrer Freigabe eine signifikante Verkürzung). Die Endoprothese nimmt im Einführungsbesteck eine erhebliche Länge ein, was Reibung verursacht und die Manövrierbarkeit reduziert.
Forscher, die es sich zur Aufgabe gemacht haben, die Probleme im Zusammenhang mit der Verwendung von selbstexpandierenden Endoprothesen mit mechanischer Wirkung zu lösen, sahen sich vor Fragen in Bezug auf Winkel, Dicke und Zusammensetzung der Fäden gestellt, ohne aber eine Prothese zu erhalten, die alle Qualitätskriterien in sich vereint: Es war nicht möglich, eine Prothese zu erhalten, die einen kleinen Schnittwinkel besitzt und gute Widerstandsfähigkeit gegen Zerdrücken aufweist.
Anzumerken ist auch, dass bei dem gleichen Winkel α ≡ 85° ein Geflecht mit 32 Fäden radialem Druck einen Widerstand entgegensetzt, der 50% höher ist als bei einem Geflecht mit 24 Fäden identischen Durchmessers. Diese Tatsache zeigt, dass eine solche Konstruktion auf relativ komplexe Zusammenhänge reagiert.
EP-A-0 740 928 beschreibt eine geflochtene Endoprothese aus einer Legierung auf Kobalt/Nickel/Chrom-Basis, bei der zur Erhöhung des Widerstands gegen radiale Kompression ein doppelter Faden verwendet wurde, was in Bezug auf den im Applikationsbesteck eingenommenen Raum ein Problem darstellt.
Die Verwendung solcher Fäden zur Herstellung medizinischer Geflechte sollte prinzipiell gute Ergebnisse bringen. Die Grenze der Bruchfestigkeit des kaltgehämmerten Fadens liegt aber schon bei ca. 2000 N/mm², und nach der Wärmebehandlung erreicht der Faden Bruchfestigkeitswerte von 2500 bis 2700 N/mm², wodurch der Faden steif und brüchig wird; diese Fäden lassen sich aufgrund der ihnen innewohnenden Elastizität relativ schwer aufwickeln und flechten. Häufige Fadenbrüche schaden insbesondere den Spindeln der Maschinen, die beschleunigter Abnutzung unterliegen.
Darüber hinaus hat sich gezeigt, dass bei langfristiger Anwendung, insbesondere bei Gefäßerkrankungen, bei denen die Belastungen des Metalls sehr hoch sind (z. B. Bauchaneurysmen), aus diesen Fäden bestehende Stents schnell alterten (Ermüdungserscheinungen).
Ermüdungstests zeigten nach simulierter Längskompression für einen äquivalenten Zeitraum von fünf Monaten die gleichen Resultate.
Andere selbstexpandierende Endoprothesen, die beispielsweise in US 5.354.309 und US 5.540.713 beschrieben sind, sind durch einen Gedächtnislegierungsteil mit zylindrischer mantelförmiger Außenkontur gekennzeichnet. Beispielsweise können Nickel/Titan-Legierungen wie Nitinol^® verwendet werden.
Es gibt verschiedene Formen: stumpfe eingeschnittene Zylinder, spiralförmige Konstruktionen, Maschenkonstruktionen, aufgerollte Metallplatten und dergleichen.
Bei Erreichen der Körpertemperatur nehmen sie in der Regel eine radial expandierte Form an, an die sie sich aufgrund einer Vorbehandlung erinnern müssen. Wenn sie nicht schnell an die Freigabestelle gebracht werden, schnellen sie wieder auf ihren Nenndurchmesser zurück. Deshalb ist es im Allgemeinen notwendig, diese Endoprothesen und/oder das Applikationsbesteck, in dem sie liegen, zu kühlen, was ebenfalls in US 5.037.427 beschrieben wird. In diesem Dokument wird das Applikationsbesteck eines Stents aus einer Gedächtnislegierung während der gesamten Platzierungsphase mit eisgekühlter physiologischer Kochsalzlösung gekühlt. Wenn die gewünschte Position erreicht ist, wird der Fluss der Kühlflüssigkeit gestoppt, und der Stent, der allmählich durch die Körperwärme erwärmt wird, expandiert.
Nach dieser Methode wäre es theoretisch möglich, den Stent durch erneutes Abkühlen zu entfernen, so dass er frei wieder auf seinen verminderten Originaldurchmesser zurückgebracht werden könnte.
Den eingeschnittenen stumpfen Zylindern und der Netzstruktur mangelt es im Allgemeinen an Flexibilität, sie sind starr und knicken stark. Deshalb besteht ein hohes Risiko, dass sie die Wände der Gefäße beschädigen. Darüber hinaus nehmen sie eine erhebliche Menge Raum im Einführungsbesteck ein.
Die spiralförmigen Konstruktionen (oder Spulen) öffnen bei Aktivierung durch bloße Phasenveränderung die Arterien nicht ausreichend und sind für die Behandlung von Stenosen unwirksam, weil sie nicht die gesamte Arterienwand abdecken.
Ferner kann keine dieser Endoprothesenarten in Arterien mit großem Durchmesser verwendet werden.
Darüber hinaus muss die Möglichkeit in Betracht gezogen werden, dass die durch den Phasenübergang des das Gerüst bildenden Materials erzeugte Spannungskraft nicht ausreicht, um den Druck durch die Wand und die Reibung zu überwinden. In diesem Fall besteht ein hohes Risiko, dass die Endoprothese nicht abgelegt werden kann.
Der Chirurg muss auch die Möglichkeit in Betracht ziehen, dass anschließend ein aufblasbarer Ballon eingeführt werden muss, um die Endoprothese auf ihren Nenndurchmesser zu bringen. Diese Technik der „erzwungenen" Aufweitung führt langfristig häufig zu Reaktionen des Organismus (insbesondere Gewebeproliferation).
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine Endoprothese zu entwickeln, die hohe Flexibilität bei der Einführung besitzt, aber in situ guten Widerstand gegen Zerdrücken bietet.
Als weitere Aufgabe sieht die Erfindung eine Endoprothese mit guter Stabilität am Implantationsort vor.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist die Entwicklung einer Endoprothese, die einen weiten Durchmesserbereich abdeckt und insbesondere in anatomische Kanäle mit großem Durchmesser implantiert werden kann.
Gegenstand der Erfindung ist eine Lumenendoprothese, umfassend ein selbstexpandierendes, aus mehreren Fäden bestehendes, geflochtenes Gerüst, das radial auf einen gegebenen Nenndurchmesser expandiert werden kann und aus geflochtenen Metallfäden aus einer Formgedächtnislegierung besteht, dadurch gekennzeichnet, dass das Gerüst zur Einführung in einen Körperkanal auf einen verringerten Durchmesser komprimiert werden kann und bei Freigabe unabhängig von der Umgebungstemperatur spontan den Nenndurchmesser annimmt, der im Wesentlichen dem Durchmesser des zu behandelnden anatomischen Kanals entspricht, die geflochtenen Fäden zwischen sich einen Winkel α von 30 bis 95° und vorteilhafterweise von 50 bis 90° zwischen sich bilden, wenn das geflochtene Gerüst seinen Nenndurchmesser angenommen hat, das Metall der Fäden aus einer aus den Nickel/Titan-Legierungen und den Nickel/Titan/Kobalt-Legierungen bestehenden Gruppe ausgewählt ist, wobei der Nickelanteil bei 52 bis 56 Gew.-% liegt, das Gerüst wärmebehandelt wird, damit das Metall aller Fäden einem vollständigen und stabilen Phasenübergang unterworfen wird, der es von einer gegebenen Steifheit zu einer höheren Steifheit bei einer Temperatur, die der Temperatur des Organismus gleicht oder niedriger ist als diese, aber höher ist als die Umgebungstemperatur, bringt.
Die Formgedächtnislegierung der Fäden ist vorzugsweise superelastisch.
Der Winkel α kann über die Länge des Geflechts variieren.
Die Erfindung betrifft auch ein Verfahren zur Herstellung einer Endoprothese wie oben beschrieben, das die folgenden Vorgänge umfasst:

– Auswahl einer elastischen Formgedächtnislegierung aus der aus den Nickel/Titan-Legierungen und den Nickel/Titan/Kobalt-Legierungen bestehenden Gruppe mit einem Nickelanteil von 52 bis 56 Gew.-%,
– Herstellung von Fäden aus dieser Legierung,
– Flechten dieser Fäden um einen Dorn, so dass ein Geflecht mit einem Nenndurchmesser erhalten wird, der im Wesentlichen dem Durchmesser eines zu behandelnden anatomischen Kanals entspricht, wobei die Fäden zwischen sich einen Winkel α von 30° bis 95° bilden,
– Wärmebehandlung von Abschnitten dieses Geflechts bei diesem Nenndurchmesser zur Erzeugung eines vollständigen und stabilen Phasenübergangs, durch den sich das Metall von einer gegebenen Steifheit zu einer höheren Steifheit bei einer Temperatur, die der Temperatur des Organismus entspricht oder geringer ist als diese, verändert,
– Ausstattung des Gerüsts mit einem optionalen Überzug,
– Schneiden der Geflechtabschnitte in Segmente geeigneter Länge.

Vorteilhaft erfolgt der Flechtvorgang mit kaltgehämmerten Nickel/Titan-Fäden aus der Düse, und die Wärmebehandlung umfasst mindestens einen Heizvorgang in einer Zone zwischen 400° und 600°, vorzugsweise bei 500°C für 10 Minuten, und Luftkühlung.
Der Flechtvorgang wird vorzugsweise so durchgeführt, dass der Winkel α über die Länge des Geflechts variiert.
Es gehört zu den diversen Vorteilen der Erfindung, dass die Endoprothese einen stark verringerten Längsausdehnungskoeffizienten ermöglicht, im kontrahierten Zustand sehr flexibel ist, nicht leicht knickt und nach der Platzierung vollständig widerstandsfähig gegen Zerdrücken ist.
Ein weiterer Vorteil ist, dass die Endoprothese unter ihrer Übergangstemperatur sehr leicht manipuliert werden kann, so dass sie problemlos auf ihre richtige (nominale) Abmessung und auf den reduzierten Durchmesser gebracht und ohne Angst vor Schäden in ein Applikationsbesteck eingeführt werden kann.
Weitere Merkmale und Vorteile der Erfindung gehen aus der Beschreibung besonderer Ausführungsformen in Verbindung mit den beiliegenden Zeichnungen hervor. In den Zeichnungen sind:
1 und 2 schematische Darstellungen von zwei Stadien bei der Positionierung einer erfindungsgemäßen Endoprothese in einem anatomischen Kanal.
3 eine grafische Darstellung zur Veranschaulichung der Beziehung zwischen α (Schnittwinkel zwischen zwei Fäden eines Stents) und der radialen Kraft (entsprechend dem Widerstand des Stents gegen radialen Druck) für einen geflochtenen Stent gemäß dem Stand der Technik und für einen erfindungsgemäßen Stent.
1 zeigt das allgemeine Erscheinungsbild einer Vorrichtung zur Positionierung einer erfindungsgemäßen Endoprothese. Aus Gründen der Übersichtlichkeit der Zeichnungen ist nur das Gerüst 1 der Endoprothese gezeigt. Was hier wie ein einfacher Stent aussieht, kann natürlich auch einen externen und/oder internen Überzug enthalten.
Das Gerüst 1 besteht aus einem Geflecht aus miteinander verwobenen Metallfäden.
Das besondere Merkmal der erfindungsgemäßen Endoprothese ist das Design ihres Gerüsts, das die Wirkungen einer geflochtenen, natürlich elastischen Konstruktion und die speziellen physikalischen Eigenschaften der Fäden, aus denen es besteht, in Kombination mit einem Phasenübergangseffekt in sich vereint.
Die das geflochtene Gerüst ausmachenden Fäden bestehen aus einer speziellen Legierung (in diesem Fall einer Ni/Ti-Legierung), die durch eine geeignete Behandlung, die hiernach noch beschrieben wird, bei einer bestimmten Temperatur in der Nähe der Temperatur eines warmblütigen Organismus einem reversiblen Übergang ihrer Kristallstruktur unterworfen wird, was eine radikale Veränderung ihrer mechanischen Eigenschaften nach sich zieht.
Das Metall des Gerüsts 1 scheint im anfänglichen Zustand (das heißt unterhalb der Phasenübergangstemperatur) perfekt geschmeidig zu sein.
Unter diesen Bedingungen kann der Chirurg die Endoprothese sehr einfach manipulieren, ohne Angst haben zu müssen, dass sie beschädigt wird, die Struktur bricht oder die Anordnung der Fäden gestört wird. Insbesondere kann er die Endoprothese auf die entsprechende Abmessung bringen, indem er sie schneidet und radial komprimiert (wodurch die Fäden eng zueinander gebracht werden, wobei ihr Schnittwinkel in diesem Moment zu einem vernachlässigbar kleinen Wert um Null neigt).
Wenn sich die Endoprothese in diesem Zustand befindet, kann der Chirurg sie leicht auf das hohle Rohr 3 eines Applikationsbestecks zwischen eine atraumatische Spitze 4 und eine Schubstange 5 schieben und dann eine Außenhülse 2 darüber schieben, die die Endoprothese festhält, indem sie sie einer radialen Spannung unterwirft, die in diesem Stadium noch praktisch vernachlässigbar ist.
1 zeigt das distale Ende des Applikationsbestecks nach dessen perkutaner Einführung in einen anatomischen Kanal 6, so dass die Endoprothese zur Behandlungsstelle 7 vorgeschoben werden kann.
In dem Moment, in dem der Chirurg die Endoprothese durch Zurückschieben der Hülse 2 freisetzt, fällt die radiale Spannung weg, und das Gerüst 1 erweitert sich aufgrund der inhärenten Elastizität der geflochtenen Konstruktion auf seinen Nenndurchmesser, der im Wesentlichen dem Durchmesser des anatomischen Kanals 6 entspricht.
Ferner tritt der oben erwähnte Übergang der Kristallstruktur dann ein, wenn die Temperatur des Gerüsts 1 die Temperatur des Organismus erreicht hat.
Diese Veränderung wirkt sich in dem Moment aus, in dem das Gerüst 1 abgelegt wird, was einer Zunahme des Werts des Schnittwinkels zwischen den Fäden entspricht.
Die Fäden arbeiten somit auf zwei Weisen an der Öffnung der geflochtenen Konstruktion mit: Es besteht eine bedeutende synergistische Wirkung zwischen der Ablage der geflochtenen Konstruktion des Gerüsts und der Versteifung der Fäden aufgrund ihres Zustandsübergangs.
Die Endoprothese, die bis zum Moment ihrer Freisetzung sehr gute Flexibilität zeigte und sich perfekt für die Einführung in die Windungen der anatomischen Kanäle eignete, wird so versteift und ist somit quasi sofort perfekt in der Lage, nicht nur ausreichenden Druck auf die Innenwand des anatomischen Kanals 6 auszuüben, sondern auch den äußeren Spannungen, denen dieser anatomische Kanal 6 notwendigerweise unterliegen wird, zu widerstehen.
Die beiden kombinierten Wirkungen (mechanische Expansion und thermale Versteifung) verstärken einander und gestatten eine vollständige Expansion der Endoprothese ohne Trauma, was langfristig für den Patienten vorteilhaft ist.
Für äquivalente Leistungen kann die Anzahl Fäden im Gerüst 1 der Endoprothese verringert werden, oder optional ist es auch möglich, Fäden zu verwenden, deren Durchmesser kleiner ist als bei den geflochtenen Endoprothesen des Standes der Technik, was zu einer erheblichen Reduzierung des Durchmessers des Stents im komprimierten Zustand und somit des Applikationsbestecks führt und die Flexibilität erhöht.
Dieses Design bringt auch andere Vorteile mit sich, insbesondere für die Positionierung in den anatomischen Leitungen mit großem Durchmesser.
Wenn stark atheromatöse Läsionen behandelt werden sollen, ist dies mit Endoprothesen mit konventionellen selbstexpandierenden Gerüsten nur auf Kosten einer Technologie möglich, die als lästig beschrieben kann: Diese Gerüste müssen dann mit Verstärkungselementen versehen werden, die viel Platz einnehmen (relativ dickes Metall, große Anzahl Fäden und/oder Fäden mit großem Durchmesser). Selbst im radial kontrahierten Zustand weisen diese Endoprothesen einen großen Durchmesser und eine große Länge auf.
Bei Verwendung der erfindungsgemäßen Endoprothese ist das Gerüst leicht (was zu einem verringerten Durchmesser im Applikationsbesteck führt) und zusätzlich das Risiko einer radialen Nichtablage der Endoprothese beträchtlich geringer.
2 zeigt den endgültigen Winkel α zwischen den geflochtenen Fäden bei radialer Ablage des Gerüsts.
In der Praxis liefert die Endoprothese hervorragende Ergebnisse, und zwar unabhängig vom gewählten Winkel. Studien haben gezeigt, dass sich die erfindungsgemäße Endoprothese hervorragend anpasst, insbesondere bei Werten von α zwischen 30 und 95° und optimal im Bereich von 50 bis 90°. In diesem Winkelbereich ist der Längenunterschied zwischen der komprimierten Endoprothese (siehe 1) und der freigesetzten Endoprothese (siehe 2) verhältnismäßig gering.
Es ist zu erkennen, dass der Durchmesser der Endoprothese (der hier als quasi zylindrisch gezeigt ist) über die Länge variieren kann und dass der Winkel α deshalb je nach Endoprothesenabschnitt ebenfalls variieren kann.
Ein kleiner Wert für α ermöglicht insbesondere die Reduzierung der Reibungsphänomene im Moment der Freigabe und die bessere Anpassung der Endoprothese an die biomechanischen Eigenschaften der anatomischen Kanäle.
Wie oben bereits angegeben beschränkten die Reibungsphänomene, die für die Endoprothesen mit einem hohen Längsausdehnungskoeffizienten charakteristisch sind, die Behandlungsmöglichkeiten bisher auf Läsionen mit kleiner axialer Ausdehnung.
Darüber hinaus wird die Positionierung durch die erhöhte Flexibilität, die Präzision der Positionierung und die Zuverlässigkeit des Freigabemanövers erleichtert.
Selbst für den Fall eines kleinen Schnittwinkels α zwischen den Fäden zeigen die klinischen Studien einen auf den ersten Blick paradoxen Effekt: Die Endoprothese zeigt keine Tendenz zur Wanderung entlang der Achse des Kanals, wie sie der Arzt erwarten würde.
Die Herstellung des Gerüsts der erfindungsgemäßen Endoprothese beinhaltet eine begrenzte Anzahl Vorgänge, was vorteilhafte Auswirkungen auf die Produktionskosten hat.
Selbst nach einer Wärmebehandlung unter Bestimmung der Temperatur, bei der der Phasenübergang stattfinden sollte, bleibt der vorliegende Faden mit Formgedächtnis flexibel und zeigt nicht die Steifheit eines traditionell konditionierten Fadens mit Formgedächtnis: Er erreicht eine Rissfestigkeit von knapp 1500 N/mm².
Die Herstellung des Gerüsts einer erfindungsgemäßen Endoprothese umfasst im Allgemeinen die folgenden Vorgänge:

– Herstellung von Fäden aus einer kaltgehämmerten Nickel/Titan-Legierung,
– Flechten dieser Fäden um einen Dorn vor dem Ausglühen am Düsenausgang,
– Schneiden des Geflechts in Abschnitte,
– Wärmebehandlung von Abschnitten des Geflechts bei ihrem Nenndurchmesser zur Erzeugung eines Phasenübergangs des Metalls bei einer Temperatur, die der Temperatur des Organismus entspricht oder geringer ist als diese.

Der Ursprung des Formgedächtnisses ist die Existenz einer reversiblen Kristallveränderung, die während der Heiz/Kühlzyklen der Probe auftritt. Bei Metallen ist die als Austenit bezeichnete Hochtemperaturphase durch eine Einheitszelle mit hoher Symmetrie gekennzeichnet (sie nimmt ohne Massentransfer ein größeres Volumen ein). Die Niedrigtemperaturphase, Martensit genannt, besitzt eine Zelle mit geringerer Symmetrie und nimmt ein Mindestvolumen ein.
Diese Phase kann in mehreren Varianten erscheinen.
Zur Erzielung der perfekt reproduzierbaren Umwandlung von einem Zustand in den anderen der beiden Zustände muss das Martensit in eine einzelne von mehreren äquivalenten Varianten gezwungen werden, so dass das Metall die angemessene Steifheit erhält, die zur physikalischen Struktur des das Gerüst ausmachenden Geflechts beiträgt.
Die Zusammensetzung der Legierung (in der Nickel in einem Anteil zwischen 52 und 56 Gew.-% anwesend ist) spielt eine wichtige Rolle bei der Bestimmung der optimalen Parameter.
Es hat sich gezeigt, dass eine winzige Abweichung in der Zusammensetzung ausreicht, um die Temperatur der zur Erzielung einer bestimmten martensitischen Umwandlung notwendigen Behandlung um mehrere Grade zu verschieben. Beispielsweise zieht eine Abweichung von 0,1 Gew.-% Nickel eine Abweichung von 15°C bei der Temperatur der Wärmebehandlung nach sich. Deshalb ist es zweckmäßig, sowohl die Zusammensetzung als auch die Behandlungen zu beachten, wenn eine sehr präzise martensitische Umwandlungstemperatur und stabile Wirkungen erhalten werden sollen.
Die geflochtene Konstruktion wird hergestellt, indem sie auf einer Metallstange fixiert wird, deren Durchmesser dem Nenndurchmesser der Endoprothese entspricht, oder indem sie in eine hohle Form eingeführt wird. Das Ganze wird dann einer Wärmebehandlung zwischen 400 und 600° über eine ausreichend lange Zeit unterworfen (im Allgemeinen in der Größenordnung von 10 Minuten), wonach eine Luftkühlung folgt. Die martensitische Umwandlungstemperatur liegt dann zwischen 30 und 40°C. Für eine Legierung mit 55,7% Nickel, die auf 40% kaltgehämmert ist, wird beispielsweise eine Behandlungszeit von 10 Minuten bei 500°C verwendet, während die maximale Versteifung bei ca. 37°C eintritt.
In Abhängigkeit vom Durchmesser der verwendeten Fäden kann die Wärmebehandlung bei Bedarf wiederholt werden, um Restmartensit zu eliminieren.
Zum Vergleich muss die Wärmebehandlung von ELGILOY^®- Legierungen, die für die klassischen geflochtenen Stents verwendet werden, unter einem Vakuum bei 550° über ±4 Stunden durchgeführt werden.
Wie oben bereits erwähnt kann der vorliegende Stent auch sehr hohen radialen Kräften widerstehen.
Die nachfolgende Tabelle 1 gestattet einen Vergleich des Widerstands verschiedener Endoprothesengerüste gegen radialen Druck.
Die am besten bekannte und einfachste Methode wird mithilfe eines INSTRON^®-Extensometer-Apparats durchgeführt.
Die Proben werden in einem thermostatischen Bad oder mit Luft auf eine Temperatur von 37°C erhitzt. Ein sehr feiner Faden mit einem Durchmesser von ca. 0,10 mm wird um jedes Gerüst gewickelt. Ein Ende dieses Fadens ist am Boden des Apparats befestigt, und das andere Ende ist am abnehmbaren Oberteil des Apparats befestigt.
Dieses Oberteil besteht aus einer Sonde, die gleichzeitig die auf die Proben aufgebrachte Kraft und die entsprechenden Verschiebungen misst.
Der resultierende Wert wird (in Newton) mit einem Computerprogramm bestimmt.
Die Tabelle zeigt deutlich, dass die erfindungsgemäßen Stents unter einer radialen Kraft, die ausreicht, um Stents nach dem Stand der Technik fast zum Kollabieren zu bringen, nahe bei ihrem Nenndurchmesser bleiben.
Es sei angemerkt, dass die verwendeten Nickel/Titan-Fäden nach der vorliegenden Wärmebehandlung mit einer Schicht aus Titanoxid überzogen werden, die die Passivierung des Metalls gewährleistet (für Vergleichszwecke müssen die Metalloberflächen von Kobaltlegierungskonstruktionen durch nachfolgende Behandlung mit Salpetersäure oder Phosphorsäure passiviert werden).
Die Enden herkömmlicher Legierungsgerüste sind scharf und aggressiv, weil die Fäden sehr steif sind. Fälle von Perforation der Arterien oder der Hülse des Applikationsbestecks kommen nicht selten vor.
Demgegenüber sind Endoprothesen mit einem erfindungsgemäßen Gerüst nicht traumatisierend und einfach zurechtruschneiden, so dass ihre Länge leicht von Fall zu Fall angepasst werden kann, wenn notwendig sogar am Interventionsort und beginnend von Segmenten mit einer standardisierten Länge, was die Verpackung der Gerüstelemente und der eigentlichen Endoprothesen erleichtert.
Die Abbildung in 3 zeigt zwei Kurven, die durch Messung der Werte (ausgedrückt in Newton) für die radiale Kraft F (Widerstand gegen radialen Druck) von Stents, die mit verschiedenen Steigungen geflochten sind (30° < α < 130°) oder die aus einem klassischen Kobaltlegierungsdraht (Kurve A) und aus einem Nitinoldraht (Kurve B) wie in der vorliegenden Erfindung bestehen, wobei andere Parameter konstant blieben (d. h. Stentdurchmesser = 8 mm, Drahtdurchmesser = 0,17 mm, Anzahl Drähte = 24), mit einem Extensometer erhalten wurden.
Aus der Abbildung geht direkt hervor, dass Kurve A eine praktisch lineare Beziehung zwischen dem Winkel α und der radialen Kraft F zeigt.
Wie oben besprochen ist der Längsausdehnungskoeffizient des Stents umso höher, je höher der Wert für α ist.
Dadurch muss der Arzt bei der Auswahl eines gegebenen Werts für α einen Kompromiss schließen.
Kurve B zeigt dagegen einen praktisch konstanten Wert für F zwischen 60° und 90° (flaches Segment der Kurve), der signifikant über den entsprechenden Werten auf Kurve A liegt, und dann einen leicht zunehmenden Wert zwischen 90° und 104°.
Oberhalb von 105° dominiert die mechanische Auswirkung der Geometrie der geflochtenen Konstruktion im Hinblick auf die Wärmewirkung.
Dem Arzt steht somit ein Stent zur Verfügung, der gleichzeitig einen hohen Widerstand gegen radialen Druck und eine geringe Längenabnahme bei seiner Freigabe am Einsatzort zeigt.
Darüber hinaus ergaben klinische Studien mit dem vorliegenden Stent eine besonders vorteilhafte Eigenschaft des Stents: Sein Hysteresezyklus ähnelt erstaunlich dem Zyklus der Gefäße, so dass er sich an die Abweichungen im Durchmesser der Gefäße im Rhythmus mit den Herzschlägen anpassen kann und sie so beim Kontraktions-Dilatations-Zyklus begleitet.
Der vorliegende Stent imitiert somit einen Wirkbestandteil des Kreislaufsystems. Dadurch ist das Risiko für Abstoßungen und andere Nebenwirkungen geringer.
Ein weiterer erwiesener Vorteil ist die Tatsache, dass der Stent selbst langfristig nahe bei seinem Nenndurchmesser bleibt, während die klassischen geflochtenen Stents bekanntlich die Tendenz haben, die Wände der Gefäße aufzuweiten und so als Gegenreaktion eine Dehnung der benachbarten Arterienabschnitte hervorzurufen.

Claims

Lumenendoprothese, umfassend ein selbstexpandierendes, aus mehreren Fäden bestehendes, geflochtenes Gerüst (1), das radial auf einen gegebenen Nenndurchmesser expandiert werden kann und aus geflochtenen Metallfäden aus einer Formgedächtnislegierung besteht, dadurch gekennzeichnet, dass – das Gerüst (1) zur Einführung in einen Körperkanal auf einen verringerten Durchmesser komprimiert werden kann und bei Freigabe unabhängig von der Umgebungstemperatur spontan den Nenndurchmesser annimmt, der im Wesentlichen dem Durchmesser des zu behandelnden anatomischen Kanals entspricht, – die geflochtenen Fäden einen Winkel α von 30 bis 95° zwischen sich bilden, wenn das geflochtene Gerüst seinen Nenndurchmesser angenommen hat, – das Metall der Fäden aus einer aus den Nickel/Titan-Legierungen und den Nickel/Titan/Kobalt-Legierungen bestehenden Gruppe ausgewählt ist, wobei der Nickelanteil bei 52 bis 56 Gew.-% liegt, – das Gerüst wärmebehandelt wird, damit das Metall aller Fäden einem vollständigen und stabilen Phasenübergang unterworfen wird, der es von einer gegebenen Steifheit zu einer höheren Steifheit bei einer Temperatur, die der Temperatur des Organismus gleicht oder niedriger ist als diese, aber höher ist als die Umgebungstemperatur, bringt.
Endoprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Winkel α zwischen 50 und 90° liegt.
Endoprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Formgedächtnislegierung der Fäden superelastisch ist.
Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Winkel α über die Länge des Geflechts variiert.
Verfahren zur Herstellung einer Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, umfassend die folgenden Vorgänge: – Auswahl einer elastischen Formgedächtnislegierung aus der aus den Nickel/Titan-Legierungen und den Nickel/Titan/Kobalt-Legierungen bestehenden Gruppe mit einem Nickelanteil von 52 bis 56 Gew.-%, – Herstellung von Fäden aus dieser Legierung, – Flechten dieser Fäden um einen Dorn, so dass ein Geflecht mit einem Nenndurchmesser erhalten wird, der im Wesentlichen dem Durchmesser eines zu behandelnden anatomischen Kanals entspricht, wobei die Fäden zwischen sich einen Winkel von 30° bis 95° bilden, – Wärmebehandlung von Abschnitten dieses Geflechts bei diesem Nenndurchmesser zur Erzeugung eines vollständigen und stabilen Phasenübergangs, durch den sich das Metall von einer gegebenen Steifheit zu einer höheren Steifheit bei einer Temperatur, die der Temperatur des Organismus entspricht oder geringer ist als diese, verändert, – Ausstattung des Gerüsts mit einem optionalen Überzug, – Schneiden der Geflechtabschnitte in Segmente geeigneter Länge.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass – der Flechtvorgang mit kaltgehämmerten Nickel/Titan-Fäden aus der Düse vorgenommen wird, und dass – die Wärmebehandlung mindestens einen Heizvorgang in einer Zone zwischen 400° und 600° und Luftkühlung umfasst.
Verfahren nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Wärmebehandlung 10 Minuten lang bei 500°C durchgeführt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 5 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Flechtvorgang so durchgeführt wird, dass der Winkel α über die Länge des Geflechts variiert.