DE69835189T2

DE69835189T2 - Biodegradierbarer selbstexpandierender Stent

Info

Publication number: DE69835189T2
Application number: DE69835189T
Authority: DE
Inventors: Jonathan Swift Plymouth Stinson
Original assignee: Schneider USA Inc
Current assignee: Schneider USA Inc
Priority date: 1997-08-01
Filing date: 1998-06-08
Publication date: 2007-06-14
Anticipated expiration: 2018-06-09
Also published as: US20060129222A1; US6245103B1; CA2238781A1; DE69835189D1; EP0894505A2; JP4167753B2; US6997948B2; CA2238781C; US20010021871A1; EP0894505A3; US20040193241A1; JPH1157018A; US7279005B2; EP0894505B1; US6719934B2; ATE332716T1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft im Allgemeinen einpflanzbare, radial ausdehnbare medizinische Prothesen, die häufig als Stents bezeichnet werden. Insbesondere ist die vorliegende Erfindung ein bioabsorbierbarer selbstexpandierender Stent.
Selbstexpandierende medizinische Prothesen, die häufig als Stents bezeichnet werden, sind bekannt und handelsüblich. Sie sind beispielsweise im Allgemeinen in der US-Patentschrift 4,655,771 (Wallsten), der US-Patentschrift 5,061,275 (Wallsten et al.) und der US-Patentschrift 5,645,559 (Hachtmann et al.) offenbart. Vorrichtungen werden in Gefäßen des menschlichen Körpers bei verschiedenen medizinischen Anwendungen eingesetzt. Beispiele umfassen intravaskuläre Stents zur Behandlung von Stenosen, Stents zum Aufrechterhalten von Öffnungen in den Harnwegen, Gallenwegen, dem Tracheobronchialtrakt, der Speiseröhre und den Nierengängen, sowie Hohlvenenfilter.
Eine Einbringungsvorrichtung, die den Stent in seinem zusammengedrückten Zustand hält, wird verwendet, um den Stent durch Gefäße im Körper an eine Behandlungsstelle zu bringen. Durch die. Beweglichkeit und den geringen Radius des zusammengedrückten Stents kann er durch verhältnismäßig kleine und gebogene Gefäße befördert werden. Bei der perkutanen transluminalen Angioplastie wird eine einpflanzbare Endoprothese durch eine kleine perkutane Einstichstelle, einen Atemweg oder einen Zugang eingeführt und durch verschiedene Gefäße des Körpers zur Behandlungsstelle geführt. Nachdem der Stent an der Behandlungsstelle angeordnet ist, wird die Einbringungsvorrichtung betätigt und der Stent freigegeben, wodurch sich der Stent im Gefäß des Körpers selbst ausdehnen kann. Die Einbringungsvorrichtung wird anschließend vom Stent gelöst und aus dem Patienten herausgezogen. Der Stent bleibt als Implantat an der Behandlungs stelle im Gefäß.
Stents müssen eine verhältnismäßig hohe Biokompatibilität aufweisen, da sie im Körper eingepflanzt sind. Eine Endoprothese kann in einen Hohlraum des Körpers auf oder in einem chirurgischen Einbringungssystem wie den Einbringungsvorrichtungen eingebracht werden, die in den US-Patentschriften 4,954,126 und 5,026,377 dargestellt sind. Bevorzugte Einbringungsvorrichtungen für die vorliegende Erfindung umfassen die US-Patentschriften 4,954,126; 5,026,377. Geeignete Werkstoffe für die Verwendung bei diesen Einbringungsvorrichtungen sind in der US-Patentschrift 6,042,578 beschrieben.
Zu häufig verwendeten Werkstoffen für bekannte Stentfasern zählen die Metallfederlegierungen Elgiloy und Phynox^®. Weitere Metallwerkstoffe, die für die Fasern selbstexpandierender Stents verwendet werden können, sind Edelstahl 316, die Legierung MP35N und die superelastische Nickel-Titan-Legierung Nitinol. Ein weiterer selbstexpandierender Stent, erhältlich von Schneider (USA) Inc. aus Minneapolis, Minnesota, weist eine mit einem röntgenstrahlenundurchlässigen Werkstoff umhüllte zusammengesetzte Struktur auf, beispielsweise wie in der US-Patentschrift 5,630,840 (Mayer) dargestellt. Selbstexpandierende Stents können aus einer Titanlegierung hergestellt sein, wie in der US-Patentanmeldung 08/598,751 beschrieben ist, eingereicht am 8. Februar 1996.
Festigkeit und Elastizitätsmodul der Fasern, die den Stent bilden, sind ebenfalls wichtige Eigenschaften. Elgiloy^®, Phynox^®, MP35N und Edelstahl sind alles Metalle mit einer hohen Festigkeit und einem hohen Elastizitätsmodul. Nitinol weist eine verhältnismäßig niedrige Festigkeit und einen verhältnismäßig niedrigen Elastizitätsmodul auf.
Die PCT-Anmeldung WO 91/17789, veröffentlicht am 28. Novem ber 1991, offenbart einen bioabsorbierbaren Stent zur Einführung in einen Hohlraum, der in einem Zeitraum von Tagen, Wochen oder Monaten nach der Verkapselung biologisch abgebaut oder absorbiert werden kann, um die Gefahr der Bildung von Emboli usw. auf ein Mindestmaß herabzusetzen. Der Stent umfasst mehrere Fäden eines Polymers, die extrudiert, gezogen und anschließend zu einem diamantartigen geflochtenen Muster gewebt werden. Bei einer Ausführungsform werden vier Fäden in Uhrzeigerrichtung um einen Dorn gewickelt und weitere vier werden um denselben Dorn entgegen der Uhrzeigerrichtung gewickelt. Der geflochtene Stent wird anschließend thermofixiert. Der so geformte Stent weist Gedächtniseigenschaften auf, sodass er, wenn seine Länge und/oder sein Durchmesser durch äußere Kräfte verändert werden, zu seinen ursprünglichen Abmessungen zurückkehrt, wenn diese Kräfte nicht mehr vorhanden sind. Beim Gebrauch wird der Außendurchmesser des Stents verringert und der Stent in den betreffenden Hohlraum eingeführt. Sobald er sich an der entsprechenden Stelle im Hohlraum befindet, kann sich der Stent entspannen, wodurch an dieser Stelle auf den Hohlraum eine ausweitende Wirkung ausgeübt wird.
Die Einpflanzung eines intraluminalen Stents bewirkt vorzugsweise eine im Allgemeinen geringere Anzahl akuter und chronischer Verletzungen der Wand des Hohlraums, während er seine Aufgabe erfüllt. Ein Stent, der auf die Wand eine mäßige Radialkraft aufbringt und dehnbar und bei den Bewegungen des Hohlraums beweglich ist, ist für die Verwendung in erkrankten, geschwächten oder labilen Hohlräumen bevorzugt. Der Stent kann vorzugsweise einem verschließend wirkenden Radialdruck von Tumoren, Plaque und durch die Rückverformung und Umformung eines Hohlraums standhalten.
Es besteht weiter ein anhaltender Bedarf an selbstexpandierenden Stents mit bestimmten Eigenschaften für die Verwendung bei verschiedenen medizinischen Indikationen. Stents werden zur Einpflanzung in Gefäßen im Körper benötigt, deren Liste immer länger wird. Dabei treffen sie auf unterschiedliche physiologische Umgebungen und es ist anerkannt, dass es keine allgemein annehmbare Zusammenstellung von Stenteigenschaften gibt.
Alle hier zitierten Dokumente, einschließlich den vorhergehenden, sind hier in ihrer Gesamtheit für jeden Zweck durch Nennung aufgenommen.
Kurzdarstellung der Erfindung
Durch die vorliegende Erfindung wird in einem ersten Gesichtspunkt davon ein bioabsorbierbarer selbstexpandierender Stent bereitgestellt, wie er in Anspruch 1 definiert ist, während in einem zweiten Gesichtspunkt ein Verfahren zum Herstellen eines bioabsorbierbaren selbstexpandierenden Stents die Schritte aufweist, die in Anspruch 18 aufgeführt sind.
Ausführungsformen der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen dargelegt.
Ein Stent, der aus einem bioabsorbierbaren Polymer aufgebaut ist, bietet im Verhältnis zu Metallstents bestimmte Vorteile, beispielsweise die natürliche Zersetzung über einen bestimmten Zeitraum zu ungiftigen chemischen Spezies. Außerdem können bioabsorbierbare Polymerstents zu verhältnismäßig niedrigen Herstellungskosten hergestellt werden, da keine Vakuum-Wärmebehandlung und chemische Reinigung erforderlich sind, die häufig bei der Herstellung von Metallstents eingesetzt werden.
Bioabsorbierbare Polymerstents sind röntgenstrahlendurchlässig und die mechanischen Eigenschaften der Polymere sind im Allgemeinen schlechter als von Metalllegierungen. Bei bioabsorbierbaren Stents können röntgenstrahlenundurchlässige Marker erforderlich sein und sie können auf einem Einbringungskatheter und in einem Hohlraum des Körpers ein größeres Profil aufweisen, um die schlechteren Materialeigenschaften auszugleichen.
Die bioabsorbierbaren Werkstoffe PLLA und PGA werden im lebenden Organismus durch hydrolytische Spaltung zu Milchsäure beziehungsweise Glykolsäure abgebaut, was wiederum in CO₂ übergeht und anschließend durch Atmung aus dem Körper entfernt wird. Aufgrund der Tatsache, dass diese Werkstoffe amorphe und kristalline Bereiche aufweisen, kommt es zum heterogenen Abbau teilkristalliner Polymere. In amorphen Bereichen erfolgt der Abbau schneller als in kristallinen Bereichen. Dies bewirkt, dass die Festigkeit des Produkts schneller abnimmt als die Masse abnimmt. Vollkommen amorphe vernetzte Polyester weisen im Vergleich zu einem Werkstoff mit kristallinen und amorphen Bereichen im Verlauf der Zeit eine stärker lineare Abnahme der Festigkeit mit der Masse auf. Die Abbaudauer kann durch Veränderungen der chemischen Zusammensetzung und der Kettenstruktur der Polymere und durch die Materialverarbeitung beeinflusst werden.
PLA-Monofilamente können mit einem Verfahren hergestellt werden, das sieben allgemeine Schritte umfasst, wie hier zusammenfassend dargestellt ist. Zuerst wird ein Polymer aus Poly-L-Milchsäure auf eine erhöhte Temperatur über dem Schmelzpunkt gebracht, vorzugsweise 210° bis 230°C. Zweitens wird der Werkstoff anschließend bei der erhöhten Temperatur in einem herkömmlichen Verfahren bei einer Geschwindigkeit von etwa drei bis vier Fuß pro Minute zu einer Endlosfaser extrudiert. Drittens wird die Endlosfaser anschließend abgekühlt, um eine Keimbildung für die Kristallisation zu bewirken. Das Abkühlen erfolgt vorzugsweise, indem die Faser durch ein Wasserbad zur Keimbildung für die Kristallisation geführt wird. Der Werkstoff gelangt anschließend viertens durch eine erste Ziehvorrichtung, die mit in etwa derselben Geschwindigkeit wie der Extruder läuft und den Werkstoff leicht auf Zug beansprucht. Fünftens wird die Faser anschließend auf eine Temperatur zwischen etwa 60°C und etwa 90°C (vorzugsweise 70°C) erwärmt, während sie durch einen heißen Ofen geführt wird. Für das Tempern kann der Ofen so ausgestaltet sein, dass er recht lang und nahe dem Ende geheizt ist, sodass Orientierung und Tempern im selben Ofen stattfinden. Wahlweise kann unmittelbar hinter dem Orientierungsofen ein getrennter Ofen angeordnet sein. Bei dem Schritt des Temperns werden die Fasern auf einen Bereich von etwa 65°C bis etwa 90°C erwärmt, vorzugsweise näher an 90°C. Sechstens wird die Faser, während sie im Orientierungsofen und Temperofen erwärmt wird, zwischen der ersten Ziehvorrichtung, die sich vor dem Orientierungsofen befindet, und einer zweiten Ziehvorrichtung gezogen, die sich hinter dem Temperofen befindet (wenn dies ein getrennter Ofen ist). Der Werkstoff wird bei einem Ziehverhältnis von zwischen etwa 5 und etwa 9 gezogen, vorzugsweise zwischen etwa 6 und etwa 8. Das Ziehverhältnis beschreibt die Längenzunahme, die sich aus der Extrusion oder dem Ziehen des Polymers ergibt. Quantitativ betrachtet ist das Ziehverhältnis ein einheitsloser Wert, der der Länge im extrudierten oder gezogenen Zustand entspricht, geteilt durch die Ursprungslänge. Wird während des Temperschritts die Zugspannung aufrechterhalten, wird bei der späteren Verwendung das Schrumpfen verhindert. Die zweite Ziehvorrichtung, die sich am Ausgang des Ofens befindet, arbeitet mit einer höheren Geschwindigkeit, die notwendig ist, um das gewünschte Ziehverhältnis zu erreichen. Während die Faser den Ofen verlässt und durch die zweite Ziehvorrichtung läuft, wird die Zugspannung reduziert, unmittelbar bevor der Werkstoff abkühlt. Siebentens und letztens wird die Faser auf Rollen gewünschter Länge aufgewickelt.
Die Festigkeit der Fasern steigt im Allgemeinen mit dem Ziehverhältnis und bei niedrigeren Ziehtemperaturen. Ein Ziehverhältnis von zwischen 5 und 9 ist bevorzugt. PLA ist aufgrund der langsamen Kristallisationskinetik des Werkstoffs im Allgemeinen amorph. Sehr langsames Abkühlen nach dem Ziehen der Faser oder der Einsatz eines Keimbildners führt zur Kristallisation. Der Werkstoff kann jedoch bei Temperaturen über etwa 60°C getempert werden, um eine Kristallisation zu bewirken, und im Allgemeinen nimmt die Festigkeit etwas- ab und steigt der E-Modul. Das Tempern erfolgt vorzugsweise nach dem Ziehen, um Restspannungen zu reduzieren und die Abweichungen der Struktur zwischen Oberfläche und Mitte zu vereinheitlichen. Das Tempern erfolgt vorzugsweise bei einer Temperatur von etwa 60°C und 150°C über einen Zeitraum von etwa 5 und 120 Minuten. Es wird Bezug genommen auf Enhancement of the Mechanical properties of polylactides by solid-state extrusion, W. Weiler and S. Gogolewski, Biomaterials 1996, Vol. 17 No. 5, pp. 529–535 und Deformation Characteristics of a Bioabsorbable Intravascular Stent, Investigative Radiology, Dec. 1992, C. Mauli, Agrawal, Ph.D., P.E., H. G. Clark, Ph.D., pp. 1020–1024. Es ist im Allgemeinen in Übereinstimmung mit dieser Erfindung bevorzugt, dass die getemperte bioabsorbierbare Faser einen im Wesentlichen gleichmäßigen Querschnitt aufweist, mit anderen Worten, dass sie einen im Wesentlichen einheitlichen Querschnitt ohne wesentliche Abweichungen zwischen der Mitte und der Oberfläche der Faser aufweist.
Die Werte der mechanischen Eigenschaften steigen im Allgemeinen mit steigender Molmasse. Beispielsweise steigen Festigkeit und E-Modul von PLA im Allgemeinen mit steigender Molmasse. Die Abbaudauer sinkt im Allgemeinen mit abnehmender Ausgangsmolmasse (d.h. ein Stent aus einem Polymer mit niedriger Molmasse würde vor einem Stent aus einem Polymer mit hoher Molmasse bioabsorbiert werden). PLA mit niedriger Molmasse ist im Allgemeinen empfindlicher gegenüber dem thermooxidativen Abbau als Sorten mit hoher Molmasse, deshalb sollte der bestmögliche Bereich der Molmasse ausgewählt werden, um die Eigenschaften, die Abbaudauer und die Stabilität im Gleichgewicht zu halten. Die Molmasse des Werkstoffs und die Werte der mechanischen Eigenschaften sinken im Allgemeinen mit fortschreitendem Abbau. PLA weist im Allgemeinen eine Abbaudauer von über 1 Jahr auf. Das Ethylenoxid-Sterilisationsverfahren (EtO) ist ein bevorzugtes Sterilisationsverfahren. PLA weist eine Glasübergangstemperatur von etwa 60°C auf, sodass darauf geachtet werden muss, dass Erzeugnisse nicht in einer Umgebung gelagert werden, in denen hohe Temperaturen zur Verformung führen können.
PLA, PLLA, PDLA und PGA weisen eine Zugfestigkeit von etwa 40 Tausend Pfund je Quadratzoll (ksi) (276 MPa) bis etwa 120 ksi (827 MPa) auf; typisch ist eine Zugfestigkeit von 80 ksi (552 MPa); und eine bevorzugte Zugfestigkeit von etwa 60 ksi (414 MPa) bis etwa 120 ksi (827 MPa). Polydioxanon, Polycaprolacton und Polygluconat weisen eine Zugfestigkeit von etwa 15 ksi (103 MPa) bis etwa 60 ksi (414 MPa) auf; typisch ist eine Zugfestigkeit von 35 ksi (241 MPa); und eine bevorzugte Zugfestigkeit von etwa 25 ksi (172 MPa) bis etwa 45 ksi (310 MPa).
PLA, PLLA, PDLA und PGA weisen einen E-Modul Zug von etwa 400.000 Pfund je Quadratzoll (psi) (2758 MPa) bis etwa 2.000.000 psi (13.790 MPa) auf; typisch ist ein E-Modul Zug von 900.000 psi (6206 MPa); und einen bevorzugten E-Modul Zug von etwa 700.000 psi (4827 MPa) bis etwa 1.200.000 psi (8274 MPa). Polydioxanon, Polycaprolacton und Polygluconat weisen einen E-Modul Zug von etwa 200.000 psi (1379 MPa) bis etwa 700.000 psi (4827 MPa) auf; typisch ist ein E-Modul Zug von 450.000 psi (3103 MPa); und einen bevorzugten E-Modul Zug von etwa 350.000 psi (2414 MPa) bis etwa 550.000 psi (3792 MPa).
Eine PLLA-Faser weist eine viel geringere Zugfestigkeit und einen viel geringeren E-Modul Zug auf als beispielsweise ein Draht aus der Elgiloy^® -Metalllegierung, der für die Herstellung von geflochtenen Stents verwendet werden kann. Die Zugfestigkeit von PLLA beträgt etwa 22 % der Zugfestigkeit von Elgiloy^®. Der E-Modul Zug von PLLA beträgt etwa 3 % des E-Modul Zug von Elgiloy^®. Die mechanischen Eigenschaften und die Selbstausdehnung eines Stents sind direkt proportional zum E-Modul Zug des Werkstoffs. Folglich weist ein geflochtener Stent aus PLLA-Fasern, der mit derselben Ausgestaltung wie der Metallstent hergestellt ist, schlechte mechanische Eigenschaften auf und würde nicht funktionstüchtig sein. Durch die Erfindung werden geflochtene Polymerstents mit einer radialen Festigkeit ähnlich wie Metallstents und mit den erforderlichen mechanischen Eigenschaften vorteilhaft bereitgestellt, mit denen endoluminale Verengungen geöffnet und gestützt werden können.
Die Größe eines bioabsorbierbaren geflochtenen röhrenförmigen Stents aus PLLA verändert sich, wenn er auf einen Kathetereinbringungssystem montiert und wenn er abgesetzt wird. Ein PLLA-Stent im abgesetzten Zustand ist im Allgemeinen länger und weist einen kleineren Durchmesser auf als ein PLLA-Stent vor dem Aufbringen. Beispielsweise wiesen PLLA-Stents, die bei einem Außendurchmesser von etwa 10,7 mm ursprünglich 30 mm lang waren, im abgesetzten Zustand eine Länge von etwa 90 mm bei einem Durchmesser von etwa 6,3 mm auf.
Im Vergleich dazu weist ein selbstexpandierender Metallstent im Allgemeinen in etwa die gleichen Maße vor dem Aufbringen und nach dem Absetzen auf. Bei Metallstents wird dann, wenn bekannt ist, dass der Patient ein Gefäß mit einem Durchmesser von 9 mm hat, ein Metallstent von 10 mm (der Stent ist absichtlich um etwa 1 mm überdimensioniert) zur Einpflanzung auf das Einbringungssystem aufgebracht. Diese Regel gilt bei einem Polymerstent nicht, da eine stärkere Überdimensionierung erforderlich ist.
Durch die vorliegende Erfindung werden verbesserte Polymerstents und ein Verfahren zum Ausgestalten und Herstellen der verbesserten Polymerstents bereitgestellt, wodurch ein Polymerstent einer bestimmten Größe hergestellt und auf das Einbringungssystem aufgebracht werden kann und beim Absetzen gewünschte Implantatabmessungen erreicht und gewünschte mechanische Eigenschaften aufweist.
Durch die vorliegende Erfindung wird ein bioabsorbierbarer geflochtener PLLA-Stent einer gewünschten Implantatgröße vorteilhaft bereitgestellt. Unter Verwendung des Verfahrens der Erfindung kann ein Stent mit einem bestimmten Durchmesser (A) hergestellt, bei einem kleineren Durchmesser (B) getempert und aus einem Einbringungssystem mit dem Durchmesser (C) entfernt werden, wodurch der Stent so „programmiert" ist, dass er sich selbst auf einen gewünschten Implantatdurchmesser (D) ausdehnt. Das Verhältnis zwischen den Durchmessern lautet A>B>D>C.
Bioabsorbierbare Polymerharze sind im Handel erhältlich. Bioabsorbierbare Harze wie PLA, PLLA, PDLA, PGA und weitere bioabsorbierbare Polymere sind bei verschiedenen Quellen erhältlich, einschließlich PURAC America, Inc. aus Lincolnshire, Illinois.
Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung und Verfahren zum Aufbau derselben werden für den Fachmann ohne Weiteres aus der folgenden ausführlichen Beschreibung ersichtlich, wobei nur die bevorzugten Ausführungsformen dargestellt und beschrieben sind, lediglich zur Veranschaulichung der besten Ausführungsform der Erfindung. Wie erkannt werden wird, sind bei der Erfindung weitere und andere Ausführungsformen und Verfahren zum Aufbau möglich und die verschiedenen Einzelheiten können in verschiedener offensichtlicher Hinsicht abgewandelt werden, ohne von der Erfindung abzuweichen. Folglich sind die Zeichnung und die Beschreibung als veranschaulichend und nicht als einschrän kend zu betrachten.
Kurzbeschreibung der Zeichnungen
1 ist eine isometrische Ansicht eines Stents in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung, in der die geflochtene Anordnung der Fasern veranschaulicht ist;
2 ist eine Teil- und Längsansicht des Stents, der in 1 dargestellt ist, im Querschnitt;
3 ist eine Querschnittsdarstellung einer der Fasern des Stents, der in 1 dargestellt ist;
4 ist eine Seitenansicht einer Einbringungsvorrichtung, wobei der Stent, der in 1 dargestellt ist, darauf aufgebracht ist;
5 ist eine ausführliche Darstellung des Abschnitts der Einbringungsvorrichtung, der in 4 mit 5 eingekreist ist;
6 ist eine ausführliche Darstellung des Abschnitts der Einbringungsvorrichtung, der in 4 mit 6 eingekreist ist;
7 bis 10 sind Teil- und Seitenansichten des distalen Abschnitts der Einbringungsvorrichtung und des Stents im Querschnitt, der in 4 dargestellt ist, zu verschiedenen Zeitpunkten während eines Vorgangs zum Absetzen eines Stents in einem Gefäß des Körpers;
11 ist eine Seitenansicht einer Einbringungsvorrichtung als Schubvorrichtung;
12 ist eine Seitenansicht einer zweiten Ausführungs form eines Stents in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung;
13 ist Endansicht des Stents, der in 14 dargestellt ist;
14 ist ein Diagramm, in dem die Radialkraft des PLLA-Stents und der Durchmesser im abgesetzten Zustand in Abhängigkeit vom Durchmesser des getemperten Stents veranschaulicht ist; und
15 bis 18 sind grafische Darstellungen der Ergebnisse von Dauerschwingversuchen mit Chargen von PLLA-Fasern.
Ausführliche Beschreibung der Erfindung
Eine bioabsorbierbare einpflanzbare Prothese oder ein Stent 10 in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung ist im Allgemeinen in 1 und 2 dargestellt. Der Stent 10 ist eine röhrenförmige Vorrichtung aus zwei Gruppen der entgegengesetzt gerichteten, parallelen, voneinander beabstandeten und spiralförmig gewickelten gestreckten Fäden oder Fasern 12. Die Gruppen der Fasern 12 sind in einer geflochtenen Anordnung über- und untereinander verwebt und schneiden sich in Punkten, beispielsweise 14, zur Bildung einer offenen Netz- oder Gewebekonstruktion. Wie im Folgenden ausführlicher beschrieben ist, besteht mindestens eine und bestehen vorzugsweise alle Fasern 12 aus einer oder mehreren handelsüblichen Sorte(n) Polylactid, Poly-L-Lactid (PLLA), Poly-D-Lactid (PDLA), Polyglycolid (PGA), Polydioxanon, Polycaprolacton, Polygluconat, Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Kopolymere, modifizierter Zellulose, Kollagen, Polyhydroxybutyrat, Polyanhydrid, Polyphosphoester, Polyaminosäuren, Poly(alphahydroxysäure) oder verwandten Kopolymerwerkstoffen. Verfahren zum Herstellen der Stents 10 sind im Allgemeinen bekannt und beispielsweise in der US-
Patentschrift 4,655,771 (Wallsten) und der US-Patentschrift. 5,061,275 (Wallsten et al.) offenbart.
Der Stent 10 ist in 1 und 2 in seinem ausgedehnten oder entspannten Zustand dargestellt, d. h. in der Anordnung, die er annimmt, wenn keine äußeren Beanspruchungen oder Belastungen auf ihn einwirken. Die Fasern 12 sind elastisch, wodurch der Stent 10 radial zusammengedrückt werden kann, damit er eine Anordnung mit kleinerem Radius und gestreckter Länge oder einen Zustand aufweist, der sich für die Einbringung an die gewünschte Stelle der Anordnung oder Behandlung durch ein Gefäß des Körpers (d.h. transluminal) eignet. Der Stent 10 kann sich außerdem aus dem zusammengedrückten Zustand selbst ausdehnen und ist in Achsrichtung beweglich.
Anders ausgedrückt ist der Stent 10 ein radial und in Achsrichtung beweglicher röhrenförmiger Körper mit einem vorher festgelegten Durchmesser, der sich bei axialer Bewegung der Enden des Körpers zueinander verändern kann. Der Stent 10 besteht aus einer Vielzahl der einzeln betrachtet steifen, jedoch beweglichen und elastischen Fadenelemente oder Fasern 12, von denen jedes) in einer spiralförmigen Anordnung entlang einer Mittellinie des Körpers in Längsrichtung als gemeinsamer Achse verläuft. Die Fasern 12 definieren einen radial selbstexpandierenden Körper. Der Körper kann durch eine erste Anzahl der Fasern 12 bereitgestellt werden, die eine erste gemeinsame Aufwickelrichtung aufweisen, jedoch in Achsrichtung zueinander versetzt sind und eine zweite Anzahl der Fasern 12 kreuzen, die ebenfalls in Achsrichtung zueinander versetzt sind, jedoch eine entgegengesetzte Aufwickelrichtung aufweisen.
Der röhrenförmige und selbstexpandierbare Körper oder die röhrenförmige und selbstexpandierbare Struktur, der bzw. die durch die verwebten Fasern 12 entsteht, ist eine primäre prothetisch funktionierende Struktur des Stents 10 und aus diesem Grund kann die Vorrichtung als im Wesentlichen aus dieser Struktur bestehend betrachtet werden, unter Ausschluss anderer Strukturen. Es ist jedoch bekannt, dass andere Strukturen und Merkmale in Stents enthalten sein können und insbesondere Merkmale, die die röhrenförmige und selbstexpandierbare Struktur verbessern oder mit ihr zusammenwirken oder die die Einpflanzung der Struktur vereinfachen. Ein Beispiel ist die Verwendung röntgenstrahlenundurchlässiger Marker bei der Struktur, die zur Visualisierung der Lage des Stents während der Einpflanzung mithilfe der Röntgendurchleuchtung verwendet werden. Ein weiteres Beispiel ist beispielsweise die Verwendung einer Umhüllung oder zusätzlicher verwebter Fasern zur Verringerung der Porosität oder Verkleinerung freier Flächen in der Struktur, sodass der Stent verwendet werden kann, um das Einwachsen von Gewebe zu verhindern, oder als Transplantat verwendet werden kann. Weitere Beispiele umfassen Zusammenlegfäden oder andere Strukturen zur Vereinfachung der erneuten Anordnung und Entfernung des Stents. Stents dieser Art bestehen trotzdem weiterhin im Wesentlichen aus der röhrenförmigen und selbstexpandierbaren Struktur, die die verwebten Fasern 12 bilden und in 1 und 2 dargestellt ist. Ferner liegen viele der wünschenswerten Merkmale und Eigenschaften des Stents 10 vor, wenn einige, jedoch nicht alle Fasern 12 aus einem bioabsorbierbaren Polymerwerkstoff bestehen.
Ein einpflanzbarer bioabsorbierbarer Stent 10 kann mit einem bevorzugten Flechtverfahren hergestellt werden, sodass 10 bis 36 unabhängige Fäden aus einer bioabsorbierbaren Polymerfaser mit einem Durchmesser von 0,15 bis 0,60 mm auf einem runden stabförmigen Dorn mit einem Durchmesser von 3 bis 30 mm zu spiralförmigen Fäden verwebt werden, sodass eine Hälfte der Anzahl der spiralförmigen Fäden in Uhrzeigerrichtung gewickelt ist und eine Hälfte entgegen der Uhrzeigerrichtung gewickelt ist und sodass jeder spiralförmige Faden in Uhrzeigerrichtung an einen Faden entgegen der Uhrzeigerrichtung angrenzt (miteinander verflochten), das röhrenförmige Geflecht mit einem Geflechtwinkel der Fäden (Winkel zwischen zwei Fasern in Längs- oder Achsrichtung) von 120 bis 150 Grad, (Steigungswinkel (Winkel zwischen einer Faser und der Querachse des Stents) von 15 bis 45 Grad) hergestellt wird, während es sich auf dem Flechtstab befindet, das Geflecht von dem Flechtstab heruntergeschoben und auf einen stabförmigen oder rohrförmigen Temperdorn mit einem um 0,2 bis 10 mm kleineren Durchmesser geschoben wird, wobei jedes Ende des Geflechts gezogen oder zusammengedrückt wird, um eine axiale Dehnung oder ein axiales Zusammendrücken des Geflechts auf dem Temperdorn zu bewirken, oder frei bleibt, und wobei jedes Ende des Geflechts an jedem Ende des Temperdorns befestigt ist, um die voreingestellte Lage des Geflechts zu fixieren, oder frei bleibt, Tempern des Geflechts auf dem Temperdorn bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, Abkühlen des getemperten Geflechts auf dem Temperdorn auf etwa Zimmertemperatur, Herunterschieben des Geflechts vom Temperdorn und Zuschneiden auf die gewünschte Stentlänge. Eine weitere bevorzugte Ausführungsform umfasst mindestens einen bioabsorbierbaren röntgenstrahlenundurchlässigen Markerfaden.
3 ist eine Querschnittsdarstellung einer der Polymerfasern 12. Wie dargestellt ist, weisen die Fasern 12 einen im Wesentlichen einheitlichen Querschnitt auf.
Beispiel 1
Vier Chargen (53, 54, 55, 56) des PLLA-Monofilaments 12, die vom Lieferanten Albany International Research Corporation hergestellt wurden, enthielten acht Fäden, die auf getrennten Rollen aufgewickelt waren. Aus jeder Charge wurden zufällig vier Rollen ausgewählt und vom Lieferanten geprüft. Die Angaben zur Verarbeitung und die Prüfergebnisse des Lieferanten sind im Folgenden in Tabelle 1 dargelegt. Tabelle 1
Aus jeder Charge wurde eine Rolle zufällig für weitere Prüfungen ausgewählt. Die PLLA-Fasern in den Rollen 53–8, 54–6, 55–6 und 56–6 wurden in dem Zustand, wie sie vom Lieferanten erhalten wurden und erneut im getemperten Zustand auf ihre mechanischen Eigenschaften geprüft. Zur Prüfung gehörten die Messung des Faserdurchmessers, Zugversuche und Umlaufbiegeversuche. Die Messungen der durchschnittlichen Fasereigenschaften im Anlieferungszustand sind in Tabelle 2 zusammengefasst und die Messungen der durchschnittlichen Fasereigenschaften nach Tempern für 15 Minuten bei 140°C sind in Tabelle 3 zusammengefasst. Tabelle 2
Tabelle 3
Die Versuche zeigen, dass sich die Durchmesser der Fäden nach dem Tempern nicht wesentlich verändert haben. Die Bruchlast bei Zugbeanspruchung war bei Charge Nr. 53 am niedrigsten, die beim niedrigsten Ziehverhältnis von 6 gezogen wurde. Die Bruchlast bei allen vier Chargen lag in einem Bereich von etwa 4 bis 6 lb (18 bis 28 N) vor dem Tempern und die Bruchlast lag nach dem Tempern in etwa in dem gleichen Bereich. Die mittlere Bruchlast war am höchsten bei Charge Nr. 55, die nach dem Endziehverhältnis von 8 vom Hersteller getempert wurde. Jedoch gab es nach dem Tempern keinen wesentlichen Unterschied der mittleren Bruchlast bei den drei Chargen, die mit einem Ziehverhältnis von 8 gezogen wurden. Die mittlere Verlängerung bei Zugbeanspruchung war am höchsten bei Charge Nr. 56, die bei einer höheren Temperatur extrudiert wurde. Die Werte für den E-Modul Zug (Elastizitätsmodul) betrugen etwa eine Million psi (7000 MPa) vor dem Tempern und die Werte für den E-Modul Zug sanken nach dem Tempern leicht, mit Ausnahme von Charge Nr. 53 (ZV=6), bei der der E-Modul Zug beinahe halbiert wurde. Es gab keine wesentlichen Änderungen der Festigkeit oder des E-Moduls aufgrund des Temperns für 15 Minuten bei 140°C. Das Tempern erfolgte zur Entspannung und Homogenisierung des Werkstoffs nach dem Flechten und um das Geflecht auf den gewünschten Durchmesser des getemperten Stents schrumpfen zu lassen.
Der Umlaufbiegeversuch erfolgte an getemperten Prüfkörpern aus jeder der vier Chargen. Die Prüfung der Fasern im extrudierten Zustand war nicht erfolgreich, da sich die Fasern als nicht steif genug herausstellten, eine Torsionsbelastung aushalten zu können. Die Prüfung erfolgte jedoch unter Verwendung der Dauerprüfmaschinen von Valley Instruments, bei denen ein Draht U-förmig gebogen wird. Ein Ende des Prüfkörpers wurde von einer Einspannvorrichtung gehalten, der Prüfkörper zu einem Bogen geformt und das freie Ende in eine feststehende Haltevorrichtung eingeführt, damit der Bogen bestehen bleibt. Die Maße des Bogens und der E-Modul des Werkstoffs wurden zur Berechnung der maximalen Biegebeanspruchung an der Spitze des Bogens verwendet. Der Prüfkörper wurde anschließend bei 3600 U/min gedreht und die Fläche des Prüfkörpers wird an der Spitze des Bogens periodisch Druck- und Zug-Biegebeanspruchungen ausgesetzt. Die Anzahl der Lastspiele bis zum Versagen (vollständiger Bruch, Knicken oder Längsriss) wurde für jeden Versuch aufgezeichnet und die Ergebnisse sind in einem Diagramm der Belastung in Abhängigkeit von den Lastspielen bis zum Versagen aufgezeichnet (Wöhler-Diagramme in 15 bis 18).
Charge Nr. 53 mit dem niedrigsten Ziehverhältnis von 6 wies schlechtere Versuchsergebnisse auf oder versagte bei niedrigeren Belastungen als die Chargen, die bei dem höheren Ziehverhältnis von 8 extrudiert wurden. Charge Nr. 54 und Nr. 55 wiesen ähnliche Versuchsergebnisse auf und Charge Nr. 56 hatte schlechtere Ergebnisse als Nr. 54 und Nr. 55, wies jedoch bessere Ergebnisse als Nr. 53 auf. Die Ergebnisse weisen darauf hin, dass das höhere Ziehverhältnis und niedrigere Extrusionstemperaturen bevorzugt sind, wenn die Dauerschwingfestigkeit auf ein Höchstmaß gebracht werden soll.
Beispiele 2 bis 10
Aus dem PLLA-Monofilament 12 mit einem Durchmesser von etwa 0,24 mm von der Rolle 55–6 wurde ein Stent 10 hergestellt. Es wurde diese Rolle ausgewählt, weil sie eine hohe Zugfes tigkeit und einen hohen E-Modul aufwies, was wünschenswerte mechanische Eigenschaften sind, um eine hohe radiale Festigkeit des Stents zu erzielen. Der Stent 10 wurde auf eine stabförmigen Stahldorn mit einem Durchmesser von 10 mm geflochten. Das Geflecht war aus 24 Fäden aufgebaut und der Geflechtwinkel betrug 130 Grad (Steigungswinkel 25 Grad). Der eingeschlossene Winkel zwischen den miteinander verflochtenen Fasern in Achsrichtung wird vor dem Tempern als „Geflechtwinkel" bezeichnet und nach dem Tempern als „Faserschnittwinkel". Nach dem Tempern wird ein Geflecht ein, Stent.
Das Tempern des Geflechts erfolgte zur Reduzierung der Spannungen in den Fasern, die durch das Flechten entstehen, und zur Fixierung der Stentform. Es wurden drei Temperversuche durchgeführt. Beim ersten Versuch wurde das Geflecht auf einen röhrenförmigen Dorn mit einem Durchmesser von 10 mm geschoben. Bei diesem Versuch war es schwierig, das Geflecht auf den Dorn aufzubringen, da der Innendurchmesser des Geflechts sehr nahe am Dorndurchmesser lag. Beim zweiten Versuch wurde das Geflecht mühelos auf einen Dorn mit einem Durchmesser von 9 mm aufgebracht. Das Geflecht wurde in Achsrichtung zusammengedrückt und mit Kunststoffbindern in diesem Zustand gehalten. Der dritte Versuch erfolgte auf die gleiche Art und Weise wieder zweite Versuch.
Nach dem Tempern hatte sich das Geflecht auf dem Temperdorn zusammengezogen und der Faserschnittwinkel nach Tempern war höher als der ursprüngliche Geflechtwinkel. Der Außendurchmesser der getemperten ungeschnittenen Stents wurde mit einem Lasermikrometer gemessen. Zur Messung der Steigungslänge wurde ein Maßstab verwendet. Die Ergebnisse sind im Folgenden in Tabelle 4 dargestellt. Tabelle 4
Der durchschnittliche Außendurchmesser ist der Durchschnittswert der gemessenen Außendurchmesser der Stents. Die Steigungslänge ist die Länge einer vollständigen Fasersteigung. Der Faserschnittwinkel wurde aus dem durchschnittlichen Außendurchmesser und der Steigungslänge unter Verwendung der Gleichung Winkel = 180° –2Tan^–1 (P/ΠD) berechnet, wobei P die Steigungslänge und D der durchschnittliche Außendurchmesser der Stents minus zweimal den Faserdurchmesser ist.
Die ungeschnittenen Stents 10 wurden anschließend am freien Durchmesser auf eine Länge von 30 mm zugeschnitten und auf Kathetereinbringungssysteme von 10 French aufgebracht. Das Einbringungssystem besteht aus einer inneren Röhre, die bei einem angioplastischen Verfahren über den Führungsdraht gleitet, und einer äußeren Röhre. Der Stent wird in Achsrichtung gestreckt und radial auf der Außenfläche der inneren Röhre zusammengezogen und die äußere Röhre wird koaxial über den montierten Stent geschoben, um ihn im montierten Zustand zu halten. Ist das Einbringungssystem in der zu behandelnden Verengung angeordnet, wird die äußere Röhre zurückgezogen, damit der Stent von der inneren Röhre abschnellen und sich selbst ausdehnen kann, um die Verengung zu öffnen und zu stützen. Der Nenninnendurchmesser der äußeren Röhre betrug 2,8448 mm und der Außendurchmesser der inneren Röhre betrug 1,3208 mm. Der berechnete Zwischenraum zwischen der inneren und der äußeren Röhre betrug 0,7642 mm. Die Stents 10 blieben 30 Minuten auf den Einbringungssystemen und wurden dann auf den Tisch abgesetzt.
Die Abmessungen der neun 10 mm PLLA-Stents 10 vor dem Aufbringen und nach dem Absetzen sind in Tabelle 5 aufgeführt. Tabelle 5
Ausgangslänge und -durchmesser wurden am geschnittenen Stent im freien Zustand auf dem Tisch nach dem Tempern gemessen, jedoch bevor er zum Absetzen aufgebracht wurde. Länge und Durchmesser im abgesetzten Zustand wurden gemessen, nachdem der getemperte Stent auf das Einbringungssystem von 10 French aufgebracht und auf den Tisch abgesetzt wurde und seinen freien Zustand erreichen konnte. Die Länge der Stents ist beim Einpflanzen länger, da der Stent im eingepflanzten Zustand nur etwa 80 % des Durchmessers im abgesetzten Zustand erreicht.
Die Maßänderungen der Stents aufgrund des Aufbringens schienen von Prüfkörper zu Prüfkörper übereinzustimmen. Die Stents 10 wurden durch das Montieren auf das Einbringungssystem verformt. Durch diese Übereinstimmung können die Maßänderungen vorausgesehen und während der Ausführung be rücksichtigt werden. Die Abmessungen der Stents 10 im abgesetzten Zustand hatten sich im Verhältnis zu den Abmessungen derselben Stents 10 vor dem Aufbringen beträchtlich verändert. Die Verformung war nicht dauerhaft und die Stents 10 kehrten über einen Zeitraum von einigen Tagen nach dem Absetzen wieder zu ihren ursprünglichen Abmessungen zurück. Beispielsweise öffneten sich die Stents 10 aus Versuch Nr. 1 nach etwa 3 Tagen nach dem Zeitpunkt des Absetzens soweit, dass sie beinahe 90 % ihres ursprünglichen Durchmessers vor dem Aufbringen erreichten.
Es scheinen durch das Montieren auf das Einbringungssystem Restspannungen im Werkstoff zu bleiben, die bei Zimmertemperatur über einen Zeitraum abgebaut werden, während dessen der Stent 10 in seinen ursprünglichen nicht verformten Zustand zurückkehren kann. Wenn die Restspannungen auf ein Mindestmaß gesenkt werden können oder wenn die Größe der Restspannungen im Verhältnis zur Dehngrenze auf ein Mindestmaß gesenkt werden kann oder wenn die Entspannung beschleunigt werden kann, sodass sie in Sekunden statt Tagen stattfindet, kann es möglich sein, das Maß der Selbstausdehnung unmittelbar nach dem Absetzen zu erhöhen. Um hohe Restspannungen zu vermeiden, erfolgt das Aufbringen vorzugsweise mit geringerer Beanspruchung des Stents 10, d.h. Verwendung eines Einbringungssystems mit größerem Profil, Verwendung eines größeren Zwischenraums zwischen der inneren und der äußeren Röhre, ein schonendes Aufbringungsverfahren oder die Verwendung einer wahlweisen Ausgestaltung des Einbringungssystems.
Die Verwendung eines Einbringungssystems als Schubvorrichtung bewirkt eine stärkere Selbstausdehnung des Stents als ein koaxiales Einbringungssystem mit innerer und äußerer Röhre, wie in 11 dargestellt ist. Es wird Bezug genommen auf die US-Patentschrift 4,954,126. Beispielsweise bewirkt das Schieben des proximalen Endes des Stents aus dem distalen Ende des Einbringungssystems eine stärkere Selbstausdehnung, als wenn der Stent freigegeben wird, indem die äußere Röhre des Kathetereinbringungssystems zurückgeschoben wird, da der Stent 10 während des Absetzens axial zusammengedrückt wird.
Beispiel 11 bis 15
Unter Verwendung verschiedener Stents 10 aus geflochtenen PLLA-Monofilamenten wurden Versuche durchgeführt. Die Stents 10 wurden auf röhrenförmigen Temperdornen verschiedener Größe getempert und anschließend auf Einbringungssysteme aufgebracht und von ihnen entfernt. Mit den Einbringungssystemen von 36 French wurde der Stent 10 aus einer äußeren Röhre aus Edelstahl herausgeschoben. Die Einbringungssysteme von 10 und 18 French waren Kathetersysteme mit innerer und äußerer Röhre, bei denen die äußere Röhre zurückgezogen wird, damit sich der Stent ausdehnen kann. Der Außendurchmesser der Stents 10 wurde nach dem Tempern und nach dem Entfernen aus dem Einbringungssystem gemessen. Die Prüfung der Radialkraft erfolgte an den entfernten Stents 10, indem ein Metalldraht um den Umfang des Stents in der Mitte der Stentlänge gewickelt und an jedem Ende des Drahts gezogen wurde, damit sich der Stentdurchmesser auf die Hälfte seinen ursprünglichen (freien) Werts zusammenzieht. Die Drahtenden wurden an einer Kraftmessdose befestigt, um die Kraft zu messen, die notwendig ist, damit ein radiales Zusammenziehen bewirkt wird.
Der Durchmesser des Flechtdorns ist der Außendurchmesser der Flechtstange. Die Größe des Einbringungssystems ist der Außendurchmesser in French (oder etwa das Dreifache des Durchmessers in mm). Der Außendurchmesser des entfernten Stents und die Radialkraft wurden an Stents gemessen, die aus dem Einbringungssystem auf den Tisch gesetzt wurden. Der Prozentsatz der Selbstausdehnung ist (Durchmesser im abgesetzten Zustand/Durchmesser nach Tempern)x100.
Die Versuchsergebnisse für die Versuche, bei denen geflochtene PLLA-Stents aufgebracht und abgesetzt wurden, sowie für die Prüfung der Radialkraft sind im Folgenden in Tabelle 6 dargestellt. Bei dem Einbringungssystem mit Katheter mit innerer und äußerer Röhre ergab sich ein niedrigerer Prozentsatz der Selbstausdehnung als bei dem Einbringungssystem als Schubvorrichtung (58 bis 76 % beziehungsweise 85 bis 93 %). Tabelle 6
Die Versuche haben gezeigt, dass zwischen der Radialkraft des Stents und dem Durchmesser des getemperten Stents bei einer gegebenen Geflechtausgestaltung und Einbringungssystemausgestaltung ein beinahe lineares Verhältnis vorliegt. Durch die vorliegende Erfindung wird ein Verfahren zum Bestimmen der. bevorzugten Größe des Temperdorns für eine bestimmte Ausgestaltung eines Polymerstents 10 bereitgestellt. Beispielsweise kann die Radialkraft des Vergleichsstents gemessen und als Zielwert verwendet werden, wenn ein geflochtener Stent 10 aus PLLA-Fasern eine Radialkraft aufweisen soll, die einem bestimmten Metallstent oder Polymerstent entspricht. Ferner würde dann ein Stent 10 mit der Größe der oder etwa der erwünschten Implantatgröße aus der vorstehenden Tabelle 6 auf Temper dornen mit zwei verschiedenen Größen getempert werden und würde die Radialkraft der getemperten entfernten Stents gemessen werden. Die Steigungs- und Schnittpunktwerte würden aus den Testergebnissen berechnet werden. Die lineare Gleichung kann dann für die Auflösung nach dem Durchmesser des getemperten Stents verwendet werden, mit dem der Wert der Zielradialkraft erreicht wird. Beispiel 16 veranschaulicht die Vorgehensweise.
Beispiel 16
Die Angaben zur Radialkraft in Tabelle 6 für die Stents mit 36 Fasern wurden in Abhängigkeit von den Werten für den Durchmesser des getemperten Stents aufgezeichnet und sind in 14 für die Stents 10 mit 36 Fäden aus einer PLLA-Faser mit einem Durchmesser von 0,36 mm dargestellt, die für 15 Minuten bei 140°C getempert und aus einem Einbringungssystem als Schubvorrichtung von 36 French entfernt wurden.
Die Kurve ist fast linear. Die Steigungs- und Schnittpunktwerte wurden unter Verwendung von zwei Koordinatensätzen aus der Geraden (200 g, 19,4 mm und 113 g, 25,2 mm) berechnet. RF (g) = m (⌀ nach Tempern) + bwobei m die Steigung und b der Schnittpunkt ist.

m = 200 – 113/19,4 – 25,2 = –15
200 = (–15)(19,4)+ b
b = 491

RF (g) = (–15)(⌀ nach Tempern) + 491 Gleichung 1

(PLLA-Stent aus 36 Fasern)

Wenn beispielsweise der Zielwert für die Radialkraft 150 g beträgt: 150 = (–15)(⌀ nach Tempern) + 491

Durchmesser getemperter Stent = 22,73 mm Durchmesser Temperdorn = Stentdurchmesser – 4dwobei d der Faserdurchmesser ist

Durchmesser Temperdorn = 21,29 mm

Folglich ist es möglich, einen bioabsorbierbaren Stent herzustellen, von dem vorhergesagt werden kann, dass er nach dem Entfernen aus dem Einbringungssystem eine gewünschte Radialkraft erreicht. Beispielsweise weist eine Ausgestaltung des Stents 10 aus Tabelle 6 oder 7 mit 36 Fäden eine PLLA-Faser mit einem Durchmesser von 0,36 mm auf. Der Stent 10 kann dann auf einem röhrenförmigen Dorn mit einem Durchmesser von 21,29 mm getempert werden. Der getemperte Stent 10 kann zur Einpflanzung auf ein Einbringungssystem als Schubvorrichtung von 36 French aufgebracht werden.
Ähnliche Versuche wurden zur Vorhersage des Durchmessers des entfernten Stents (Implantatgröße) aus dem Durchmesser des getemperten Stents bei einer gegebenen Geflechtausgestaltung und Größe des Einbringungssystems verwendet. Die Kurve des Durchmessers des entfernten Stents in Abhängigkeit vom Durchmesser des getemperten Stents ist fast linear und daher wird eine lineare Gleichung zur Vorhersage des Durchmessers des entfernten Stents verwendet. Zwei Stents 10 wurden mit Temperdornen mit zwei verschiedenen Größen hergestellt und anschließend auf das Einbringungssystem aufgebracht und von ihm entfernt. Die lineare Gleichung kann aus den Versuchsergebnissen ermittelt werden. Anschließend wird die lineare Gleichung zur Vorhersage der Größe des Temperdorns verwendet, die notwendig ist, damit eine Zielimplantatgröße erreicht wird.
Beispiel 17
Die Angaben zum Durchmesser des entfernten Stents in Tabelle 6 für die Stents mit 36 Fasern wurden in Abhängigkeit von den Werten für den Durchmesser des getemperten Stents aufgezeichnet (14). Die Kurve ist fast linear. Steigung und Schnittpunkt wurden unter Verwendung von zwei Koordinatensätzen aus der Geraden (16,4 mm, 19,4 mm und 23,4 mm, 25,2 mm) berechnet. ⌀ im abgesetzten Zustand = m (⌀ nach Tempern) + bwobei m die Steigung und b der Schnittpunkt ist.

m = 16,4 – 23,4/19,4 – 25,2 = 1,21
16,4 = (1,21)(19,4) + b b = –7,07

⌀ im abgesetzten Zustand = (1,21)(⌀ nach Tempern) – 7,07 Gleichung 2

(PLLA-Stent aus 36 Fasern)

Wenn beispielsweise der Zielwert für den Durchmesser im abgesetzten Zustand 20 mm beträgt:

20 = (1,21) (⌀ nach Tempern) – 7,07
Durchmesser des getemperten Stents = 22,37 mm
Duchmesser Temperdorn = Stentdurchmesser – 4d wobei d der Faserdurchmesser ist
Durchmesser Temperdorn = 20,93 mm

Folglich wird durch die vorliegende Erfindung ein bioabsorbierbarer Stent bereitgestellt, der eine gewünschte Radialkraft und einen gewünschten Durchmesser nach dem Entfernen aus dem Einbringungssystem aufweist. Beispielsweise weist eine Ausgestaltung des Stents 10 aus Tabelle 6 oder 7 mit 36 Fäden eine PLLA-Faser mit einem Durchmesser von 0,36 mm auf. Der Stent 10 kann auf einem röhrenförmigen Dorn mit einem Durchmesser von 20,93 mm getempert werden und zur Einpflanzung auf ein Einbringungssystem als Schubvorrichtung von 36 French aufgebracht werden. Ferner würde der Stent 10, wie zuvor dargestellt ist, eine Radialkraft von etwa 155 Gramm erreichen.
Durch die Verwendung von linearen Gleichungen zur Vorhersage des Durchmessers des getemperten Stents und der Radialkraft wird die Gesamtanzahl von Entwurfswiederholungen bei der Herstellung und Prüfung auf ein Mindestmaß herabgesetzt. Es müssen lediglich zwei Ausführungen hergestellt werden, damit die Vorhersagegleichungen entwickelt werden können.
Der Stent 10 aus PLLA-Fasern aus Tabelle 7 kann mit dem erforderlichen Einbringungssystem verwendet werden. Die linearen Gleichungen können unter Verwendung der zwei Testreihen abgeleitet werden und danach kann die Stentausgestaltung durch Vorhersage der notwendigen Größe des Temperdorns hinsichtlich der Radialkraft und der Implantatgröße optimiert werden. Tabelle 7
Die Versuche weisen darauf hin, dass die Stents 10, die aus der PLLA-Faser hergestellt sind, wünschenswerte Eigenschaften für bestimmte Anwendungen aufweisen. Die Stents 10 weisen einen messbaren Druckwiderstand auf und üben auf die Wand des Hohlraums eine mäßigere Kraft (geringere Radialkraft) aus als der Elgiloy^® -Stent. Die Stents 10 sind daher haltbar und beweglich und können während des Einbringens durch gebogene Gefäße oder Hohlräume bewegt werden. Der Werkstoff PLLA ist in hohem Maße biokompatibel.
Obwohl PLLA das am meisten bevorzugte absorbierbare Polymer ist, können auch andere Polymere eingesetzt werden. Insbesondere bieten Poly-D-Lactid (PDLA), Polyglycolid (PGA), Polydioxanon, Polycaprolacton, Polygluconat, Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Kopolymere, modifizierte Zellulose, Kollagen, Polyhydroxybutyrat, Polyanhydrid, Polyphosphoester, Polyaminosäuren oder verwandte Kopolymerwerkstoffe Vorteile, die dem am meisten bevorzugten Polymer ähneln.
Beispiel 18
Die Stents- 10 können hergestellt werden aus 10 Fasersträngen aus PLLA, PDLR oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,15 bis 0,25 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,20 bis 0,30 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,22 bis 0,32 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 3 bis 6 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 5 French aufweist.
Beispiel 19
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 10 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,20 bis 0,30 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 3 bis 6 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als dar Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 7 French aufweist.
Beispiel 20
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 12 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,20 bis 0,30 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 3 bis 8 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 7 French aufweist.
Beispiel 21
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 12 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 3 bis 8 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 10 French aufweist.
Beispiel 22
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 15 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,37 bis 0,47 mm, oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 6 bis 10 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 8 French aufweist.
Beispiel 23
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 15 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 6 bis 10 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 10 French aufweist.
Beispiel 24
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 18 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 7 bis 12 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 10 French aufweist.
Beispiel 25
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 18 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,47 bis 0,57 mm, oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,50 bis 0,60 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 7 bis 12 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 12 French aufweist.
Beispiel 26
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 20 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,20 bis 0,30 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm, oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 3 bis 9 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergescho ben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 9 French aufweist.
Beispiel 27
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 24 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,20 bis 0,30 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 8 bis 12 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 10 French aufweist.
Beispiel 28
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 24 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,32 bis 0,42 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 9 bis 14 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 12 French aufweist.
Beispiel 29
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 24 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,37 bis 0,47 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 12 bis 18 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 13 French aufweist.
Beispiel 30
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 30 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,37 bis 0,47 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 16 bis 26 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 14 French aufweist.
Beispiel 31
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 36 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethyl carbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 20 bis 30 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial gestreckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 18 French aufweist.
Beispiel 32
Die Stents 10 können hergestellt werden aus 24 Fasersträngen aus PLLA, PDLA oder einem PLLA-PDLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, aus PGA oder einem PGA-PLLA-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, aus einem PGA-Polycaprolacton-Kopolymer oder PGA-Trimethylcarbonat-Kopolymer mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder aus Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 14 bis 20 mm bei einem Geflechtwinkel der Fasern von 120 bis 150 Grad, während sich das Geflecht auf dem Flechtdorn befindet, und auf einem stabförmigen oder rohrförmigen Dorn getempert werden, der einen Außendurchmesser aufweist, der um 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten an Luft, in Vakuum oder inerter Atmosphäre, wobei sich das Geflecht in einer axial ge streckten, freien oder zusammengezogenen Stellung befindet, auf etwa Zimmertemperatur abgekühlt werden, vom Temperdorn heruntergeschoben, auf die gewünschte Stentlänge zugeschnitten und auf ein Einbringungssystem aufgebracht werden, das eine Größe von mindestens 14 French aufweist.
4 bis 6 sind Veranschaulichungen einer Kathetereinbringungsvorrichtung 20 mit koaxialer innerer/äußerer Röhre zum Befördern des Stents 10 an eine Behandlungsstelle in einem Gefäß des Körpers.
Wie dargestellt ist, kann der Stent 10 vom distalen Abschnitt der Einbringungsvorrichtung 20 getragen werden und wird in einem radial zusammengezogenen oder zusammengedrückten Zustand auf der Einbringungsvorrichtung angeordnet. Der proximale Abschnitt der Einbringungsvorrichtung 20 bleibt im Allgemeinen außerhalb des Körpers, damit der operierende Arzt ihn bedienen kann.
Die Art und Weise, wie die Einbringungsvorrichtung 20 betätigt wird, um den Stent 10 an eine Behandlungsstelle in einem Gefäß oder Hohlraum des Körpers einschließlich gebogener Abschnitte zu bringen, ist in 7 bis 10 veranschaulicht. Wie dargestellt ist, ist der Stent 10 in einem radial zusammengedrückten Zustand derart angeordnet, dass er das äußere distale Ende der inneren Röhre 30 umgibt. Der Stent 10 wird durch den doppelwandigen Abschnitt des Schlauchs 55 auf der inneren Röhre 30 gehalten. Es ist wichtig, dass der Stent 10 nicht zu stark auf der inneren Röhre 30 eingeengt wird. Der Schlauch 55 sollte gerade ausreichend Kraft auf den Stent 10 aufbringen, dass der Stent 10 an der richtigen Stelle gehalten wird. Der doppelwandige Abschnitt des Schlauchs 55 kann vom Stent 10 entfernt werden, indem der Ventilkörper 40 und die proximale Röhre 50 in proximale Richtung gezogen werden. Der doppelwandige Abschnitt „rollt" vom Stent 10 ab. Zwischen dem Stent 10 und der Innenwand 56, die den Stent 10 berührt, finden keine Gleitbewegungen statt. Zusammen mit der Bewegung des doppelwandigen Abschnitts in proximale Richtung wird das distale Ende des Stents 10 in radialer Richtung freigelegt, damit er die Wand des Gefäßes des Körpers überdeckt. Während sich der doppelwandige Abschnitt des Schlauchs 55 weiter proximal bewegt, dehnt sich immer mehr von dem Stent 10 in radialer Richtung aus, bis die gesamte Länge des Stents 10 freiliegt und die Wand des Gefäßes des Körpers überdeckt.
Der Hohlraum 35 wird verwendet, damit die Einbringungsvorrichtung 20 einem Führungsdraht (nicht dargestellt) folgen kann, der vorher durch die Haut in das Gefäß des Körpers eingeführt wurde. Der Hohlraum der inneren Röhre 30 kann auch verwendet werden, um ein Kontrastmittel in den Bereich um das distale Ende der Einbringungsvorrichtung 20 herum einzubringen, damit die Lage der Einbringungsvorrichtung 20 ermittelt werden kann (z.B. durch Verwendung der Röntgendurchleuchtung oder von Röntgenverfahren).
Die Stents der vorliegenden Erfindung können mit wahlweisen Verfahren oder unter Verwendung von wahlweisen Vorrichtungen eingebracht werden. Beispielsweise kann die Vorrichtung verwendet werden, die in der US-Patentschrift 5,201,757 (Heyn et al.) beschrieben ist.
Eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung, der Stent 110, ist in 12 und 13 dargestellt. Der Stent 110 ähnelt dem Stent 10, der zuvor offenbart ist, darin, dass er eine röhrenförmige Vorrichtung aus zwei Gruppen der entgegengesetzt gerichteten, parallelen, voneinander beabstandeten und spiralförmig gewickelten gestreckten Fäden oder Fasern 112 ist. Die Gruppen der Fasern 112 sind in einer geflochtenen Anordnung über- und untereinander verwebt und schneiden sich in Punkten, beispielsweise 114, zur Bildung einer offenen Netz- oder Gewebekonstruktion. Ein Ende 116 des Stents 110 läuft spitz zu und weist einen Durchmesser auf, der vom Durchmesser der anderen Abschnitte des Stents aus zu einem geringeren Durchmesser hin abnimmt. Der Aufbau des Stents 110 kann ansonsten genau mit dem Stent 10 übereinstimmen und aus demselben PLLA-Werkstoff oder denselben absorbierbaren Polymerwerkstoffen hergestellt werden wie der Stent 10, der zuvor beschrieben ist. Der Stent 110 kann (auf die Art und Weise von Stent 10, der zuvor beschrieben ist) an einer gewünschten Stelle in einem Gefäß verwendet werden, beispielsweise der Vena cava inferior, mit dem Ziel, eine Lungenembolie zu verhindern. Wird er bei dieser Anwendung eingesetzt, kann der Stent 110 mit hoher Genauigkeit in die Vena cava eingeführt werden und arbeitet als Filter.
Die Stents 10 und 110 weisen beträchtliche Vorteile auf. Insbesondere sind die Polymere, aus denen sie bestehen, in hohem Maße biokompatibel und weisen eine hohe Thromboseresistenz und Beständigkeit gegenüber Bakterienadhäsion auf. Die Stents 10 und 110 weisen ein verhältnismäßig niedrigen Elastizitätsmodul, eine mäßig geringe Festigkeit und eine hohe Duktilität auf. Sie sind daher haltbar, jedoch ausreichend beweglich, dass sie durch gebogene Gefäße des Körpers an Behandlungsstellen gebracht werden können. Die PLLA-Stents 10 und 110 können auf die Wand des Hohlraums eine mäßigere Radialkraft ausüben als der derzeitige Elgiloy – Stent. Werden bei der Stentgestaltung Fasern mit einem größeren oder kleineren Durchmesser verwendet, könnte bewirkt werden, das: die Radialkraft höher oder niedriger wird.
Obwohl die vorliegende Erfindung mit Bezug auf bevorzugte Ausführungsformen beschrieben wurde, wird der Fachmann erkennen, dass die Form und Einzelheiten verändert werden können, ohne dass vom Erfindungsgedanken und dem Schutzumfang der Erfindung abgewichen wird.
Aus der Berücksichtigung des Vorstehenden wird erkennbar, dass der bioabsorbierbare selbstexpandierende Stent 10 zum größeren Nutzen und Vorteil eines Anwenders unter Verwendung mehrerer Verfahren und Werkstoffe in einer großen Vielfalt von Größen und Ausführungen gestaltet werden kann.
Ein weiterer bioabsorbierbarer Stent, der vorteilhaft in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann, ist in der US-Patentschrift 5,980,564 (J. Stinson) mit dem Titel „Bioabsorbable Implantable Endoprosthesis With Reservoir And Method Of Using Same" offenbart, dessen Inhaber der Anmelder dieser Anmeldung ist.
Ein bioabsorbierbarer Marker, der vorteilhaft in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann, ist in der US-Patentschrift 6,340,367 (J. Stinson und Claude Clerc) mit dem Titel „Radiopaque Markers And Methods Of Using Same" offenbart, dessen Inhaber der Anmelder dieser Anmeldung ist.
Ein weiterer bioabsorbierbarer Marker, der vorteilhaft in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann, ist in der US-Patentschrift 6,174,330 (J. Stinson) mit dem Titel „Bioabsorbable Marker Having Radiopaque Constituents And Method Of Using Same" offenbart, dessen Inhaber der Anmelder dieser Anmeldung ist.
Die zuvor beschriebenen Ausführungsformen der Erfindung beschreiben lediglich ihre Grundsätze und sollen nicht als einschränkend betrachtet werden. Weitere Abwandlungen der hier offenbarten Erfindung fallen dem Fachmann der jeweiligen Fachgebiete ein und alle diese Abwandlungen werden als in den Schutzumfang der Erfindung fallend erachtet, wie er durch die folgenden Ansprüche definiert ist.

Claims

Bioabsorbierbarer selbstexpandierender Stent, der durch das Verfahren gewonnen werden kann, das Folgendes aufweist: spiralförmiges Aufwickeln einer ersten Gruppe von bioabsorbierbaren Fasern in eine erste gemeinsame Richtung; spiralförmiges Aufwickeln einer zweiten Gruppe von bioabsorbierbaren Fasern in eine zweite gemeinsame Richtung, die sich von der ersten gemeinsamen Richtung unterscheidet, wobei die Fasern der ersten und zweiten Gruppe einen bioabsorbierbaren Werkstoff umfassen, der aus der Gruppe ausgewählt ist, die aus Folgendem besteht: Poly(alphahydroxysäure) wie Polydioxanon, Polycaprolacton, Polygluconat, Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Kopolymere, modifizierte Zellulose, Kollagen, Polyhydroxybutyrat, Polyanhydrid, Polyphosphoester, Polyaminosäuren, Poly-L-Lactid (PLLA), Poly-D-Lactid (PDLA), Polyglycolid (PGA) und verwandte Kopolymere, und womit die zweite Gruppe von bioabsorbierbaren Fasern mit der ersten Gruppe von bioabsorbierbaren Fasern zusammenwirkt, um eine Prothesenstruktur zu bilden, die einen Anfangsdurchmesser aufweist, bei der sich die Fasern der ersten und der zweiten Gruppe einander in einem Winkel in Achsrichtung kreuzen, wenn sie sich in einem freien Zustand befinden; Auswählen eines Durchmessers nach Tempern D, der kleiner als der Anfangsdurchmesser ist und gemäß einer vorher festgelegten Beziehung zwischen dem Durchmesser nach Tempern und der Radialkraft, die die getemperte Prothesenstruktur ausübt, wenn sie radial auf einen vorher festgelegten Bruchteil des Durchmessers nach Tempern zusammengedrückt wird, in Zusammenhang mit einer Zielradialkraft steht; und anschließend Tempern der Prothesenstruktur bei einem Durchmesser, der kleiner als der Ausgangsdurchmesser ist, damit eine getemperte Prothesenstruktur entsteht, die im freien Zustand den Durchmesser nach Tempern aufweist; wobei die erste Gruppe der Fasern und die zweite Gruppe der Fasern der getemperten Prothesenstruktur zusammenwirken, um eine nach außen gerichtete Radialkraft auszuüben, wenn die getemperte Prothesenstruktur radial auf Durchmesser zusammengedrückt wird, die kleiner sind als der Durchmesser nach Tempern D, und wobei die nach außen gerichtete Radialkraft im Wesentlichen gleich der Zielradialkraft ist, wenn die getemperte Prothese radial auf den vorher festgelegten Bruchteil des Durchmessers nach Tempern D zusammengedrückt wird.
Stent nach Anspruch 1, wobei: die Fasern der ersten und zweiten Gruppe im Wesentlichen aus Poly(alphahydroxysäure) bestehen und der Winkel in Achsrichtung zwischen 120 Grad und 150 Grad beträgt.
Stent nach Anspruch 2, wobei: die Fasern PLLA, PDLA, PGA oder Verbindungen davon aufweisen und der Winkel in Achsrichtung zwischen 130 Grad und 150 Grad beträgt.
Stent nach Anspruch 1, wobei: jede der Fasern der ersten und zweiten Gruppe PLLA, PDLA, PGA oder Verbindungen davon aufweist und eine Zugfestigkeit von 276 MPa (40 ksi) bis 827 MPa (120 ksi), einen E-Modul Zug von 2760 MPa (400 000 psi) bis 138 000 MPa (2 000 000 psi) und eine durchschnittliche Stärke von 0,15 mm bis 0,6 mm aufweist.
Stent nach Anspruch 4, wobei: jede der Fasern einen E-Modul Zug von 2760 MPa (400 000 psi) bis 8270 MPa (1 200 000 psi) aufweist.
Stent nach Anspruch 1, wobei: jede der Fasern Polydioxanon, Polycaprolacton, Polygluconat oder Verbindungen davon aufweist, eine Zugfestigkeit von 104 MPa (15 ksi) bis 414 MPa (60 ksi) und einen E-Modul Zug von 4830 MPa (700 000 psi) bis 8270 MPa (1 200 000 psi) aufweist.
Stent nach Anspruch 1, wobei: die Prothesenstruktur derart angepasst ist, dass sie radial auf etwa die Hälfte des Durchmessers nach Tempern D zusammengedrückt werden kann, wodurch der vorher festgelegte Bruchteil einhalb ist und die vorher festgelegte Beziehung die Radialkraft RF in Gramm in Abhängigkeit vom Durchmesser nach Tempern D in mm gemäß der Gleichung RF = –15D + 491 ± 20 definiert.
Stent nach Anspruch 1, wobei: die erste und zweite gemeinsame Wicklungsrichtung einander entgegengesetzt sind.
Stent nach Anspruch 1, wobei: die Fasern im Wesentlichen aus dem bioabsorbierbaren Werkstoff bestehen.
Stent nach Anspruch 9, wobei: der bioabsorbierbare Werkstoff der Fasern derart ausgewählt ist, dass die Prothesenstruktur im lebenden Organismus in von einem Jahr bis zu zwei Jahren im Wesentlichen abgebaut wird.
Stent nach Anspruch 10, wobei: die Fasern Poly(alphahydroxysäure) umfassen.
Stent nach Anspruch 9, wobei: die Fasern aus Polyglycolid bestehen.
Stent nach Anspruch 9, wobei: die Fasern mindestens einen der bioabsorbierbaren Werkstoffe aufweisen, die aus der Gruppe ausgewählt sind, die aus Polygluconat und Polydioxanon besteht.
Stent nach Anspruch 1, wobei: die Fasern im Wesentlichen einheitlich hinsichtlich Querschnitt und Länge sind.
Stent nach Anspruch 1, wobei: die Fasern in einer geflochtenen Anordnung verwebt sind.
Stent nach Anspruch 1, wobei: die Prothesenstruktur mindestens ein Ende mit einem abnehmenden Durchmesser aufweist, das als Filter arbeitet.
Stent nach Anspruch 1, wobei: die vorher festgelegte Beziehung zwischen dem Durchmesser nach Tempern und der Radialkraft im Wesentlichen linear ist.
Verfahren zum Herstellen eines bioabsorbierbaren selbstexandierenden Stents, das Folgendes aufweist: Bereitstellen einer Vielzahl von langen, dünnen Fasern, die einen bioabsorbierbaren Werkstoff umfassen, der aus der Gruppe ausgewählt wird, die aus Folgendem besteht: Poly(alphahydroxysäure) wie Polydioxanon, Polycaprolacton, Polygluconat, Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Kopolymere, modifizierte Zellulose, Kollagen, Polyhydroxybutyrat, Polyanhydrid, Polyphosphoester, Polyaminosäuren, Poly-L-Lactid (PLLA), Poly-D-Lactid (PDLA), Polyglycolid (PGA) und verwandte Kopolymere; spiralförmiges Aufwickeln der Fasern in erste und zweite unterschiedliche Richtungen auf einem ersten Dorn, der einen ersten Durchmesser aufweist, damit eine röhrenförmige, radial zusammendrückbare Prothesenstruktur entsteht, die einen Ausgangsdurchmesser aufweist; Auswählen einer Zielradialkraft; Auswählen eines Durchmessers nach Tempern D gemäß einer vorher festgelegten Beziehung zwischen dem Durchmesser nach Tempern und der Radialkraft, die die Prothesenstruktur ausübt, wenn sie radial auf einen vorher festgelegten Bruchteil des Durchmessers nach Tempern zusammengedrückt wird; Anordnen der Prothesenstruktur auf einem zweiten Dorn, der einen zweiten Durchmesser aufweist, der kleiner als der erste Durchmesser ist, um die Prothesenstruktur radial auf den ausgewählten Durchmesser nach Tempern D zu verringern; und Tempern der Prothesenstruktur, während die Prothesenstruktur so angeordnet ist, um eine getemperte Prothesenstruktur zu bilden, die den ausgewählten Durchmesser nach Tempern D aufweist, wenn sie sich in einem freien Zustand befindet, die radial auf kleinere Durchmesser zusammendrückbar ist, die kleiner sind als der ausgewählte Durchmesser nach Tempern D sind, die eine Kraft ausübt, die radial nach außen gerichtet ist und im Wesentlichen gleich der Zielradialkraft ist, wenn sie radial auf den vorher festgelegten Bruchteil des ausgewählten Durchmessers nach Tempern D zusammengedrückt wird, und von den kleineren Durchmessern aus radial selbstexpandierend ist.
Verfahren nach Anspruch 18, wobei: der bioabsorbierbare Werkstoff aus der Gruppe ausgewählt wird, die aus Poly-L-Lactid, Poly-D-Lactid, Polyglycolid und ihren Verbindungen besteht.
Verfahren nach Anspruch 18, wobei: der erste Durchmesser im Bereich von 3 bis 30 mm liegt und der zweite Durchmesser im Bereich von 0,2 bis 10 mm liegt.
Verfahren nach Anspruch 18, wobei: das Aufwickeln das Aufwickeln der Fasern umfasst, um einen Geflechtwinkel von 120 Grad bis 150 Grad zu bilden.
Verfahren nach Anspruch 18, wobei: das Tempern über einen Zeitraum von zwischen fünf Minuten und zwei Stunden durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 22, wobei: dieser Zeitraum zwischen 10 Minuten und 20 Minuten beträgt.
Verfahren nach Anspruch 18, wobei: das Tempern bei einer Tempertemperatur im Bereich von 60 bis 180 Grad C durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 24, wobei: die Tempertemperatur im Bereich von 130 bis 150 Grad C liegt.
Verfahren nach Anspruch 18, wobei: das Auswählen eines Durchmessers nach Tempern das Auswählen des Durchmessers nach Tempern D auf der Grundlage einer Zielkraft umfasst, die von der getemperten Prothesenstruktur ausgeübt werden soll, wenn sie radial auf etwa einhalb des Durchmessers nach Tempern D zusammengedrückt wird.
Verfahren nach Anspruch 18, das Folgendes umfasst: Formen einer ersten und zweiten röhrenförmigen Teststruktur, die im Wesentlichen der nicht getemperten Prothesenstruktur auf dem ersten Dorn ähneln, Tempern der ersten und zweiten röhrenförmigen Teststruktur auf dem ersten beziehungsweise zweiten Test dorn, die unterschiedliche Durchmesser aufweisen, um die erste beziehungsweise zweite getemperte Teststruktur zu bilden, die die unterschiedlichen Durchmesser nach Tempern D₁ und D₂ aufweisen; Einlegen der ersten getemperten Teststruktur, die radial zusammengedrückt ist, in ein Einbringungssystem, Entfernen der ersten getemperten Teststruktur aus dem Einbringungssystem, anschließend Messen einer Kraft, die radial nach außen gerichtet ist und von der entfernten ersten Teststruktur ausgeübt wird, wenn sie radial auf einen vorher festgelegten Bruchteil des Durchmessers nach Tempern D₁ zusammengedrückt wird, wodurch ein erster Radialkraftwert gewonnen wird; Einlegen der zweiten getemperten Teststruktur, die radial zusammengedrückt ist, in das Einbringungssystem, Entfernen der zweiten getemperten Teststruktur aus dem Einbringungssystem, anschließend Messen einer Kraft, die radial nach außen gerichtet ist und von der entfernten zweiten Teststruktur ausgeübt wird, wenn sie radial auf einen vorher festgelegten Bruchteil des Durchmessers nach Tempern D₂ zusammengedrückt wird, wodurch ein zweiter Radialkraftwert gewonnen wird; und Verwenden des ersten und zweiten Durchmessers nach Tempern D₁ und D₂ und des ersten und zweiten Radialkraftwerts zur Berechnung und dadurch Auswahl eines Durchmessers nach Tempern D, der der Zielradialkraft entspricht.
Verfahren nach Anspruch 27, wobei: das Verwenden der Durchmesser nach Tempern und der Radialkraftwerte die Berechnung von Steigungs- und Schnittpunktwerten umfasst, um eine lineare Gleichung zu erhalten, die diese vorher festgelegte Beziehung veranschaulicht.
Verfahren nach Anspruch 18, wobei: das Tempern der Prothesenstruktur das Halten der Prothesenstruktur auf einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur des bioabsorbierbaren Werkstoffs und der Schmelztemperatur des bioabsorbierbaren Werkstoffs umfasst.