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HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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Diese
Erfindung betrifft im Allgemeinen eine biologisch abbaubare, implantierbare
Endoprothese mit einem oder mehr Reservoirabschnitten, welche Hohlraum-,
Höhlungs-
oder Porenabschnitte enthalten können,
um Zersetzungsnebenprodukte zu sammeln, und ein Verfahren zur Herstellung
solch einer Endoprothese.
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Selbstdehnbare
medizinische Prothesen, die häufig
als Endoprothesen bezeichnet werden, sind allgemein bekannt und
im Handel erhältlich.
Sie werden zum Beispiel im Wallsten
US-Patent
4,655,771 , dem Wallsten
US-Patent
5,061,275 , sowie in Nachtmann et al,
US-Patent Nr. 5,645,559 , allgemein
offenbart. Vorrichtungen werden innerhalb von Körpergefäßen des Menschen für eine Vielfalt
von medizinischen Anwendungen verwendet. Beispiele umfassen intravaskuläre Endoprothesen
zur Behandlung von Stenosen, Endoprothesen zum Aufrechterhalten
von Öffnungen
in den Harn-, Gallen-, Luftröhren-Bronchien-, Ösophagus-
und Nierenwegen und Hohlvenenfilter.
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Eine
biologisch abbaubare vaskuläre
Endoprothese zur Arzneimittelverabfolgung wird in
US-Patent 5,500,013 beschrieben, das
am 19. März
1996 erteilt wurde. Diese Endoprothese umfasst in einer ersten Ausführungsform
davon einen zylindrischen Hauptkörper,
der von konzentrisch angeordneten Fasern umgeben ist. Der Hauptkörper und
die Fasern können
aus biologisch abbaubaren Materialien gebildet sein. In alternativen
Versionen sind die Fasern hohl oder geflochten. Die Fasern sind
am Hauptkörper
befestigt. Der Hauptkörper
umfasst einen Film, der vorzugsweise mit den Fasern durch Solvationssiegeln,
Lösemittelsiegeln
oder Heißsiegeln
vereinigt ist. Ein Schlitz verläuft
in Längsrichtung
entlang dem Körper,
um ein radiales Zusammendrücken
des Hauptkörpers
und der Fasern zu ermöglichen.
Die Fasern stellen eine Federkraft bereit, die radial nach außen wirkt,
um den effektiven Durchmesser des Hauptkörpers bei Abwesenheit irgendwelcher
externen radialen Druckkräfte
zu vergrößern. In
einer zweiten Ausführungsform
ist ein breiter Streifen aus biologisch abbaubarem Material zu einer
Spirale ausgebildet. Der Streifen weist eine Außenfläche, die strukturiert sein
kann, um Poren bereitzustellen, falls gewünscht, und eine gewölbte Innenfläche auf.
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Eine
Zuführvorrichtung,
welche die Endoprothese in ihrem zusammengedrückten Zustand hält, wird verwendet,
um die Endoprothese durch Gefäße im Körper einer
Behandlungsstelle zuzuführen.
Die flexible Beschaffenheit und der verkleinerte Radius der zusammengedrückten Endoprothese
ermöglichen
es ihr, durch verhältnismäßig kleine
und gekrümmte
Gefäße zugeführt zu werden.
Bei einer perkutanen transluminalen Angioplastik wird eine implantierbare
Endoprothese durch eine kleine perkutane Punktionsstelle, einen
Atemweg oder eine Öffnung
eingeführt
und durch die verschiedenen Körpergefäße zur Behandlungsstelle
geführt.
Nachdem die Endoprothese an der Behandlungsstelle positioniert ist,
wird die Zuführvorrichtung
betätigt,
um die Endoprothese freizugeben, um es der Endoprothese dadurch
zu ermöglichen,
sich innerhalb des Körpergefäßes selbst
zu dehnen. Die Zuführvorrichtung
wird dann von der Endoprothese gelöst und aus dem Patienten entfernt.
Die Endoprothese bleibt im Gefäß als ein
Implantat an der Behandlungsstelle.
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Endoprothesen
müssen
einen verhältnismäßig hohen
Grad von Biokompatibilität
aufweisen, da sie in den Körper
implantiert werden. Eine Endoprothese kann auf oder in einem chirurgischen
Zuführsystem,
wie beispielsweise bevorzugten Zuführvorrichtungen, die in den
US-Patenten Nr. 4,954,126 und
5,026,377 dargestellt sind,
in ein Körperlumen
eingeführt
zu werden. Geeignete Materialien zur Verwendung in solchen Zuführvorrichtungen
werden in
US-Patent Nr. 6,042,578 beschrieben.
Die Endoprothesen der vorliegenden Erfindung können durch alternative Verfahren
oder durch Verwenden von alternativen Vorrichtungen zugeführt werden.
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Allgemein
verwendete Materialien für
bekannte Endoprothesenfilamente umfassen Elgiloy
®- und Phynox
®-Metallfederlegierungen.
Andere metallische Materialien, die für selbstdehnbare Endoprothesenfilamente
verwendet werden können,
sind 316 Edelstahl, MP35N Legierung und superelastisches Nitinol
Nickel-Titan. Eine andere selbstdehnbare Endoprothese, die von der
Schneider (USA) Inc. in Minneapolis, Minnesota, erhältlich ist,
weist eine strahlendichte Mantelverbundstruktur auf, wie beispielsweise
in
US-Patent Nr. 5,630,840 an
Meyer dargestellt. Selbstdehnbare Endoprothesen können aus
einer Titanlegierung hergestellt sein, wie in
US-Patent Nr. 5,888,201 beschrieben.
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Die
Festigkeit und der Elastizitätsmodul
der Filamente, welche die Endoprothese bilden, sind ebenfalls wichtige
Charakteristiken. Elgiloy®, Phynox®, MP35N
und Edelstahl sind allesamt Metalle mit hoher Festigkeit und einem
hohen Modul. Nitinol weist eine verhältnismäßig geringere Festigkeit und
einen verhältnismäßig niedrigeren
Modul auf.
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Die
Implantation einer intraluminalen Endoprothese verursacht vorzugsweise
ein im Allgemeinen geringes Ausmaß an akuter und chronischer
Verletzung an der Lumenwand, während
sie ihre Funktion ausführt. Eine
Endoprothese, die ein sanfte radiale Kraft gegen die Wand ausübt und die
nachgiebig und flexibel mit luminalen Bewegungen ist, wird zur Verwendung
in erkrankten, geschwächten
oder spröden
Lumina verwendet. Die Endoprothese ist vorzugsweise in der Lage,
einem radial verschließenden
Druck von Tumoren, Plaques und luminalen Rückstößen und Nachbildungen standzuhalten.
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Es
besteht weiterhin ein anhaltender Bedarf an selbstdehnbaren Endoprothesen
mit besonderen Charakteristiken zur Verwendung bei verschiedenen
medizinischen Indikationen.
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Endoprothesen
werden zur Implantation in einer immer größer werdenden Liste von Gefäßen im Körper benötigt. Es
tauchen verschiedene physiologische Umgebungen auf, und man muss
zugeben, dass es keinen universell annehmbaren Satz von Charakteristiken
von Endoprothesen gibt. Die Festigkeit und der Elastizitätsmodul
der Filamente, welche die Endoprothesen bilden, sind wichtige Charakteristiken.
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Es
besteht ein Bedarf an einer Endoprothese, die Selbstdehnbarkeitscharakteristiken
aufweist, die aber biologisch abbaubar ist. Ein chirurgisches Implantat,
wie beispielsweise eine Stent-Endoprothese, muss aus einem ungiftigen,
biokompatiblen Material hergestellt sein, um die Fremdkörperreaktion
des Wirtsgewebes zu minimieren. Das Implantat muss auch eine ausreichende
strukturelle Festigkeit, Biostabilität, Größe und Haltbarkeit aufweisen,
um den Bedingungen und Beschränkungen
in einem Körperlumen
standzuhalten.
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Eine
biologisch abbaubare Endoprothese gemäß dem Oberbegriff von Anspruch
1 der vorliegenden Erfindung ist aus dem Dokument
WO 91/17789 bekannt.
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KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung ist eine verbesserte implantierbare medizinische
Vorrichtung, die aus einer röhrenförmigen,
radial zusammendrückbaren,
axial flexiblen und radial selbstdehnbaren Struktur besteht, die längliche
Filamente mit einem Reservoirabschnitt umfasst. Die Filamente sind
in einer geflechtartigen Anordnung ausgebildet. Die Filamente bestehen
aus einem biologisch abbaubarem Polymer, das einen verhältnismäßig hohen
Biokompatibilitätsgrad
aufweist.
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In
Kürze sind
die selbstdehnbaren Endoprothesen der vorliegenden Erfindung aus
einer Anzahl von elastischen Filamenten gebildet, welche in einer
geflochtenen Anordnung spiralförmig
gewickelt und verwoben sind. Die Endoprothesen nehmen in ihrem unbelasteten
oder gedehnten Zustand, wenn sie keinen externen Kräften ausgesetzt
sind, eine im Wesentlichen röhrenförmige Form
an. Wenn sie nach innen gerichteten, radialen Kräften ausgesetzt werden, werden
die Endoprothesen in einen belasteten oder zusammengedrückten Zustand
mit verkleinertem Radius und erweiterter Länge gezwungen. Die Endoprothesen
sind im Allgemeinen durch eine Längsverkürzung bei
radialer Dehnung gekennzeichnet.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
ist die Vorrichtung eine Endoprothese, welche im Wesentlichen aus
einer Mehrzahl von länglichen
Filamenten aus Polylactid und biologisch abbaubarem Polymer besteht,
die in einer geflochtenen Anordnung spiralförmig gewickelt und verwoben
sind, um eine Röhre
zu bilden.
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Es
besteht ein Bedarf an einer biologisch abbaubaren, implantierbaren
Endoprothese, die eine hohe Zersetzungsrate aufweist und so zugeschnitten
werden kann, dass sie sich über
vorbestimmte Zeitspannen zersetzt. Eine Möglichkeit, um langfristige
Komplikationen von einem Implantat zu vermeiden, ist, das Implantat
biologisch abbaubar zu machen, so dass die Vorrichtung auf natürliche Weise
von der Behandlungsstelle beseitigt wird, nachdem sie ihre beabsichtigte
Funktion erfüllt
hat.
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Solch
eine biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese wäre besonders
vorteilhaft für
medizinische Verfahren, die eine Endoprothese zur kurzfristigen
oder vorübergehenden
Verwendung erfordern. Zum Beispiel wäre es vorteilhaft, eine implantierbare
Endoprothese zu implantieren, die für eine bestimmte Zeitspanne
funktioniert und zur Entfernung am Ende ihrer funktionalen Lebensdauer
kein chirurgisches Verfahren erfordert. Bei solch einer Endoprothese
besteht keine Notwendigkeit, die Endoprothese entfernen zu müssen, da
das biologisch abbaubare Material darin im Zeitablauf in ungiftige
biologische Substanzen (z.B. Milchsäure und Glycolsäure) zerfällt, welche
durch den Körper
leicht metabolisiert und ausgeschieden werden. Solch eine biologisch
abbaubare, implantierbare Endoprothese wäre in urologischen, biliären, vaskulären und
Atemweganwendungen, in welchen eine Verwendung nur für Wochen,
Monate oder wenige Jahre erwünscht
ist, während
eine gutartige Struktur kuriert oder geheilt wird, oder zur Verwendung
bei einer präoperativen
Linderung vorteilhaft. Solch eine Vorrichtung kann auch insofern
einen Vorteil bieten, als kürzere
Resorptionszeiten die Zeit einer Entzündungsreaktion verkürzen und
eine Narbenbildung verringern können.
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Die
biologisch abbaubaren, implantierbare Endoprothesen der vorliegenden
Erfindung umfassen Endoprothesen, die hergestellt sein können aus:
Poly(alpha-Hydroxycarbonsäure),
wie beispielsweise Polylactid [Poly-L-Lactid (PLLA), Poly-D-Lactid (PDLA)], Polyglycolid
(PGA), Polydioxanon, Polycaprolacton, Polygluconat; Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Copolymeren, Poly(hydroxybutyrat),
Polyanhydrid, Polyphosphoester, Poly(aminosäuren) oder verwandten Copolymermaterialien,
welche jeweils eine charakteristische Zersetzungsrate im Körper aufweisen.
Zum Beispiel sind PGA und Polydioxanon biologisch verhältnismäßig schnell abbaubare
Materialien (Wochen bis Monate) und PLA und Polycaprolacton sind
biologisch verhältnismäßig langsam
abbaubare Materialien (Monate bis Jahre).
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Eine
implantierbare Endoprothese, die aus einem biologisch abbaubarem
Polymer aufgebaut ist, stellt gewisse Vorteile bezüglich Endoprothesen
aus Metall bereit, wie beispielsweise natürlichen Zerfall in ungiftige chemische
Spezies im Zeitablauf. Außerdem
können
Endoprothesen aus biologisch abbaubarem Polymer zu verhältnismäßig niedrigen
Herstellungskosten hergestellt werden, da weder eine Wärmebehandlung
im Vakuum noch eine chemische Reinigung, die bei der Herstellung
von Endoprothesen aus Metall üblicherweise
eingesetzt werden, erforderlich sind.
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Eine
implantierbare Endoprothese, die aus im Wesentlichen massiven länglichen
Elementen hergestellt ist, die aus PLA bestehen, braucht im Allgemeinen
1 bis 3 Jahre, um in einem Körper
abgebaut zu werden. Für
gewisse Indikationen, wie beispielsweise endoluminale Eingriffe
bei Kindern, bei welchen anatomische Wachstumsraten hoch und häufig Änderungen
der Implantatsgröße notwendig
sind, ist jedoch eine implantierbare Endoprothese wünschenswert,
die aus PLA hergestellt ist und eine vergleichsweise kürzere Resorptionszeit
als 1 bis 3 Jahre aufweist. Die Endoprothese der vorliegenden Erfindung
wäre vorteilhaft,
da die Endoprothese in einer verhältnismäßig kürzeren Zeit abgebaut werden
würde und
eine Entfernung davon unnötig
wäre. Da
Kinder wachsen, könnten
implantierbare Endoprothesen mit einer geeigneten Größe im Körper angeordnet
werden, falls nötig.
Die Resorptionszeit für
eine implantierbare Endoprothese, die aus einem Poly(alpha-Hydroxycarbonsäure)-Polymer hergestellt
ist und längliche
Elemente mit Hohlraum-, Höhlungs-
oder Porenabschnitten aufweist, kann auf mehrere Tage oder wenige
Wochen für
PGA oder mehrere Monate bis Jahre für PLA verkürzt werden.
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Die
Zeitspanne, die eine biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese
funktionsfähig
ist, hängt von
der Zersetzungsrate des biologisch abbaubaren Materials und der
Umgebung, in die sie implantiert ist, ab. Die Zersetzungsrate einer
biologisch abbaubaren Endoprothese hängt von der chemischen Zusammensetzung,
den Verarbeitungsverfahren, Abmessungen, Sterilisationsverfahren
und der Geometrie der Reservoirabschnitte (d.h. Hohlraum-, Höhlungs-
oder Porenabschnitte) der vorliegenden Erfindung ab.
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Endoprothesen
aus biologisch abbaubarem Polymer sind strahlendurchlässig, und
die mechanischen Werte der Polymere sind im Allgemeinen niedriger
als die von strukturellen Metalllegierungen. Biologisch abbaubare
Endoprothesen können
strahlenundurchlässige
Marker benötigen
und können
ein größeres Profil
auf einem Zuführkatheter
und in einem Körperlumen
aufweisen, um die niedrigeren Materialwerte zu kompensieren.
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Biologisch
abbaubares PLLA- und PGA-Material zersetzt sich in vivo durch eine
hydrolytische Kettenspaltung in Milchsäure beziehungsweise Glycolsäure, die
wiederum in CO2 umgewandelt und dann durch
Atmung aus dem Körper
ausgeschieden werden. Eine heterogene Zersetzung von semikristallinen
Polymeren tritt infolge der Tatsache ein, dass solche Materialien
amorphe und kristalline Regionen aufweisen. Die Zersetzung erfolgt
in amorphen Regionen schneller als in kristallinen Regionen. Dies
führt dazu,
dass die Festigkeit des Produkts schneller abnimmt, als die Masse
des Produkts abnimmt. Vollkommen amorphe, vernetzte Polymere legen
im Vergleich zu einem Material mit kristallinen und amorphen Regionen
eine linearere Abnahme der Festigkeit mit Masse im Zeitablauf an
den Tag. Die Zersetzungszeit kann durch Änderungen der chemischen Zersetzung
und Polymerkettenstrukturen, sowie der Materialverarbeitung beeinflusst
werden.
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PLA-Monofilamente
können
durch ein Verfahren erzeugt werden, das sieben allgemeine Schritte
umfasst, wie hierin zusammengefasst. Erstens wird ein Polymer aus
Poly-L-Milchsäure
auf eine erhöhte
Temperatur über
dem Schmelzpunkt, vorzugsweise 210 °C bis 230 °C, gebracht. Zweitens wird das
Material dann durch ein herkömmliches
Verfahren bei einer erhöhten
Temperatur mit einer Rate von etwa drei bis vier Fuß je Minute
zu einer Endlosfaser extrudiert. Drittens wird die Endlosfaser dann
abgekühlt,
um eine Keimbildung zu bewirken. Die Abkühlung erfolgt vorzugsweise
durch Durchführen
der Faser durch ein Keimbildungswasserbad. Viertens wird das Material
dann durch eine erste Ziehvorrichtung durchgeführt, die etwa mit derselben Geschwindigkeit
wie der Extruder läuft
und das Material einer leichten Spannung unterzieht. Fünftens wird
die Faser dann auf eine Temperatur von etwa 60 °C bis etwa 90 °C (vorzugsweise
70 °C) erwärmt, während sie durch
einen Heizofen durchtritt. Um ein Tempern durchzuführen, kann
der Ofen so ausgelegt sein, dass er ziemlich lang ist und in der
Nähe des
Endes geheizt wird, so dass das Ausrichten und Tempern im selben
Ofen stattfinden. Alternativerweise kann ein separater Ofen direkt
nach dem Ausrichtungsofen angeordnet sein. Der Temperschritt erwärmt die
Fasern auf einen Bereich von etwa 65 °C bis etwa 90 °C, vorzugsweise
näher zu 90 °C. Sechstens
wird die Faser während
ihrer Erwärmung
im Ausrichtungsofen und im Temperofen zwischen der ersten Ziehvorrichtung,
die sich vor dem Ausrichtungsofen befindet, und einer zweiten Ziehvorrichtung,
die sich hinter dem Temperofen (wenn ein separater Ofen) befindet,
gezogen. Das Material wird bei einem Ziehverhältnis von etwa 5 bis etwa 9,
vorzugsweise von etwa 6 bis 8, gezogen. Das Ziehverhältnis beschreibt
entweder die Verringerung des Durchmessers oder die Erweiterung
der Länge,
die aus dem Extrudieren oder Ziehen des Polymers resultieren. Quantitativ
ist das Ziehverhältnis
ein einheitsloser Wert gleich der extrudierten oder gezogenen Länge geteilt
durch die ursprüngliche
Länge.
Ein Beibehalten der Spannung während
des ganzen Temperschritts verhindert eine Schrumpfung bei der späteren Verwendung.
Die zweite Ziehvorrichtung, die sich am Ausgang des Ofens befindet,
läuft mit
einer erhöhten
Geschwindigkeit, die notwendig ist, um das gewünschte Ziehverhältnis bereitzustellen.
Wenn die Faser den Ofen verlässt
und durch die zweite Ziehvorrichtung durchtritt, wird die Spannung
unverzüglich
gelockert, bevor das Material abkühlt. Siebtens wird die Faser
schließlich
auf Rollen gewünschter
Längen
gesammelt.
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Die
Festigkeit der Filamente nimmt im Allgemeinen mit dem Ziehverhältnis und
niedrigeren Ziehtemperaturen zu. Ein Ziehverhältnis von etwa 5 bis 9 wird
bevorzugt. PLA ist aufgrund der langsamen Kristallisationskinetik
des Materials im Allgemeinen amorph. Ein sehr langsames Abkühlen nach
dem Ziehen des Filaments oder die Verwendung eines Keimbildners
bewirkt eine Kristallisation. Das Material kann jedoch bei Temperaturen über etwa
60 °C getempert
werden, um eine Kristallisation zu bewirken und im Allgemeinen nimmt die
Festigkeit etwas ab und der Modul nimmt zu. Das Tempern erfolgt
vorzugsweise nach dem Ziehen, um Restspannungen zu lockern und die
Oberfläche
zu homogenisieren, um Strukturänderungen
auf den Mittelpunkt auszurichten. Das Tempern erfolgt vorzugsweise
bei einer Temperatur von etwa 60 °C
bis 150 °C
für eine
Zeitspanne von etwa 5 bis 120 Minuten.
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Eine
Endoprothese mit hohlen Filamenten und geschlossenen Filamentenden
kann durch Flechten von einzelnen Strängen aus extrudiertem Röhrenmaterial
hergestellt werden. Das Polymer wird durch eine Düse schmelzextrudiert,
die einen mittigen Dorn enthält,
so dass das Produkt ein hohler röhrenförmiger Strang ist.
Die röhrenförmigen Stränge werden
auf Rollen gesammelt und in einem separaten Vorgang von den Rollen auf
Flechtspulen übertragen.
Nach dem Flechten der röhrenförmigen Stränge wird
das Geflecht vom Flechtdorn auf einen Temperdorn übertragen
und bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der
Schmelztemperatur des Polymers getempert. Die getemperten Endoprothesen
werden vom Temperdorn abgenommen und durch Abschneiden jedes Strangs
in der Endoprothese mit Drahtschneidern auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
Wenn sich die Schneidflächen
der Drahtschneider am Strang schließen, wird das Polymer gequetscht
oder fließen
gelassen, wodurch die hohle Mitte geschlossen wird. Die röhrenförmigen Stränge werden
an jedem Ende der Endoprothese infolge des Strangzuschneidvorgangs
geschlossen, und die Hohlraumabschnitte werden somit im Allgemeinen
versiegelt, um ein signifikantes Auslaufen von sich ansam melnden
Polymerzersetzungsprodukten zu verhindern. Es ist nicht notwendig,
dass die Enden der hohlen Stränge
in einer Endoprothese stets versiegelt geschlossen werden, da Kapillarkräfte, welche die
Zersetzungsprodukte zu irgendwelchen offenen Enden ziehen würden oder
welche Körperflüssigkeiten einsaugen
würden, über so lange
Längen
wie bei einem spiralförmigen
verflochtenen Strang in einer Endoprothese nicht wirken würden.
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Es
wird Bezug genommen auf Enhancement of the Mechanical properties
of polyactides by solid-state extrusion, W. Weiler und S. Gogolewski,
Biomaterials 1996, Bd. 17 Nr. 5, ff. 529–535; und Deformation Characteristics
of a Bioabsorbable Intravascular Stent, Investigative Radiology,
Dez. 1992, C. Mauli, Agrawal, Ph.D., P.E., H.G. Clark, Ph.D., ff.
1020–1024.
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Die
mechanischen Werte nehmen im Allgemeinen mit zunehmender relativer
Molekülmasse
zu. Zum Beispiel nehmen die Festigkeit und der Modul von PLA im
Allgemeinen mit zunehmender relativer Molekülmasse zu. Die Zersetzungszeit
nimmt im Allgemeinen mit abnehmender relativer Anfangsmolekülmasse ab (d.h.
eine Endoprothese, die aus einem Polymer mit niedriger relativer
Molekülmasse
hergestellt ist, würde
früher
biologisch abgebaut werden als eine Endoprothese, die aus einem
Polymer mit hoher relativer Molekülmasse hergestellt ist). Ein
PLA mit niedriger relativer Molekülmasse ist im Allgemeinen empfänglicher
für eine thermooxidative
Zersetzung als Klaasen mit hoher relativer Molekülmasse, so dass ein optimaler
Bereich relativer Molekülmasse
ausgewählt
werden sollte, um Eigenschaften, Zersetzungszeit und Stabilität auszugleichen.
Die relative Molekülmasse
und die mechanischen Werte des Materials nehmen im Allgemeinen mit
fortschreitender Zersetzung ab. PLA weist im Allgemeinen eine Zersetzungszeit
von mehr als 1 Jahr auf. Das Ethylenoxidsterilisationsverfahren
(EtO) ist ein bevorzugtes Sterilisationsverfahren. PLA weist eine
Glas übergangstemperatur
von etwa 60 °C
auf, weshalb darauf geachtet werden muss, dass die Produkte nicht
in Umgebungen gelagert werden, in welchen ein Aussetzen höheren Temperaturen
als 60 °C
zu einer Größenverformung
führt.
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PLA,
PLLA, PDLA und PGA umfassen Zugfestigkeiten von etwa 276 MPa (40.000
Pfund je Quadratzoll (ksi)) bis etwa 827 MPa (120 ksi); eine Zugfestigkeit
von 552 MPa (80 ksi) ist typisch; und eine bevorzugte Zugfestigkeit
von etwa 414 MPa (60 ksi) bis etwa 827 MPa (120 ksi). Polydioxanon,
Polycaprolacton und Polygluconat umfassen Zugfestigkeiten von etwa
103 MPa (15 ksi) bis etwa 414 MPa (60 ksi); eine Zugfestigkeit von
etwa 241 MPa (35 ksi) ist typisch; und eine bevorzugte Zugfestigkeit
von etwa 172 MPa (25 ksi) bis etwa 310 MPa (45 ksi).
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PLA,
PLLA, PDLA und PGA umfassen einen Zugelastizitätsmodul von etwa 2.758 MPa
(400.000 Pfund je Quadratzoll (psi)) bis etwa 13.790 MPa (2.000.000
psi); ein Zugelastizitätsmodul
von 6.206 MPa (900.000 psi) ist typisch; und einen bevorzugten Zugelastizitätsmodul
von etwa 4.827 MPa (700.000 psi) bis etwa 8.274 MPa (1.200.000 psi).
Polydioxanon, Polycaprolacton und Polygluconat umfassen einen Zugelastizitätsmodul
von etwa 1.379 MPa (200.000 psi) bis etwa 4.827 MPa (700.000 psi);
ein Zugelastizitätsmodul
von etwa 3.103 MPa (450.000 psi) ist typisch; und einen bevorzugten
Zugelastizitätsmodul
von etwa 2.414 MPa (350.000 psi) bis etwa 3.792 MPa (550.000 psi).
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Ein
PLLA-Filament weist eine viel niedrigere Zugfestigkeit und einen
viel niedrigeren Zugelastizitätsmodul
als zum Beispiel ein Elgiloy®-Metalllegierungsdraht
auf, welcher verwendet werden kann, um geflochtene Endoprothesen
herzustellen. Die Zugfestigkeit von PLLA beträgt etwa 22 % der Zugfestigkeit
von Elgiloy®. Der
Zugelastizitätsmodul
von PLLA beträgt
etwa 3 % des Zugelastizitätsmoduls
von Elgiloy®.
Die mechanischen Werte und die Selbstdehnbarkeit von Endprothesen
sind direkt proportional zum Zugelastizitätsmodul des Materials. Folglich
weist eine aus PLLA-Filamenten
geflochtene Endprothese, welche dieselbe Konstruktion wie die Metall-Endoprothese
aufweist, niedrige mechanische Werte auf und wäre nicht funktionsfähig. Die geflochtenen
Polymer-Endoprothesen sollten eine radiale Festigkeit ähnlich den
Metall-Endoprothesen aufweisen, und sie sollten die erforderlichen
mechanischen Werte aufweisen, die imstande sind, endoluminale Strukturen
offen zu halten.
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Der
Begriff „zersetzt
sich im Wesentlichen" bedeutet,
dass die Endoprothese wenigstens 50 ihrer strukturellen Festigkeit
verloren hat. Es wird bevorzugt, dass die Endoprothese etwa 100
ihrer strukturellen Festigkeit verliert. Der zwischen verflochtenen
Filamenten in der axialen Ausrichtung gebildete Winkel wird vor dem
Tempern als „Flechtwinkel" bezeichnet und nach
dem Tempern als „Filamentkreuzungswinkel" bezeichnet. Ein
Geflecht wird nach dem Tempern eine Endoprothese.
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Biologisch
abbaubare Harze, wie beispielsweise PLLA, PDLA, PA, und andere biologisch
abbaubare Polymere sind im Handel von mehreren Quellen erhältlich,
welche die PURAC Americal Inc. in Lincolnshire, Illinois, umfassen.
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Zusammengefasst
betrifft die Erfindung in einem ersten Aspekt davon eine biologisch
abbaubare, implantierbare Endoprothese gemäß Anspruch 1.
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In
einem zweiten Aspekt der Erfindung weist ein Verfahren zur Herstellung
einer im Körper
implantierbaren Endoprothese die Schritte auf, die in Anspruch 21
dargelegt sind.
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Vorteilhafte
Ausführungsformen
der Endoprothese und Varianten des Verfahrens sind in den abhängigen Ansprüchen enthalten.
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Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung werden nun lediglich als weitere Beispiele
unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen beschrieben, wobei:
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KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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1 eine
Seitenansicht eines länglichen
Elements ist;
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2a bis 2f Seitenansichten
von sechs länglichen
Elementen der vorliegenden Erfindung sind;
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3a bis 3f Querschnitte
des beispielhaften länglichen
Elements in 1 entlang der Linie 3-3 sind,
die eine fortschreitende Zersetzung veranschaulichen;
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4a bis 4d Querschnitte
des länglichen
Elements in 2a entlang der Linie 4-4 sind,
die eine fortschreitende Zersetzung veranschaulichen;
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5 eine
Seitenansicht einer Ausführungsform
einer geflochtenen Endoprothese der vorliegenden Erfindung ist;
und
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6 ein
Schaubild ist, das einen Vergleich des Masseverlusts im Zeitablauf
für einen
PLLA-Massivstab und einen PLLA-Höhlungsstab
darstellt.
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AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Es
wird auf das Beispiel Bezug genommen, das in 1 dargestellt
ist und ein im Wesentlichen längliches
massives Element 10 veranschaulicht, das aus einem biologisch
abbau barem Material, wie beispielsweise PLLA oder PGA, hergestellt
ist.
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3a bis 3f veranschaulichen
Querschnitte eines bekannten Elements 10 entlang der Linie
3-3 in 1 und stellen eine fortschreitende Zersetzung
dar, die im schattierten Mittelbereich 12 am schnellsten erfolgt,
wo die höchste
Zersetzungsrate in vivo auftritt. Die Zersetzung findet statt, wenn
das Polymer Wasser absorbiert und eine hydrolytische Spaltung erfährt. Obwohl
die Zersetzung im ganzen Element 10 stattfindet, ist die
Zersetzungsrate an einer Stelle mit dem höheren pH im Allgemeinen höher, da
saure Umgebungen die Zersetzung katalysieren. Der Diffusionsabstand
d des massiven Elements 10 wird von der Oberfläche 14 zur Mitte
des massiven Filaments gemessen. Wie in 3a bis 3f dargestellt,
ist das pH-Niveau im schattierten Mittelbereich 12 des
massiven Elements 10 reduziert, da die sauren Zersetzungsnebenprodukte
nicht schnell von der Stelle weg migrieren können. Die Zersetzungsrate näher zur
Oberfläche 14 des
Elements 10 ist verhältnismäßig langsam,
da sich das pH-Niveau an der Oberfläche 14 nicht wesentlich ändert, da
Säurezersetzungsnebenprodukte
leichter weggespült
oder -diffundiert werden.
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3a stellt
den Querschnitt eines bekannten, im Wesentlichen massiven Filaments
eines abbaubaren Polymers, wie beispielsweise PLLA, dar. In den
folgenden 3b bis 3f ist
eine in-vivo-Zersetzung durch den schattierten Bereich 12 dargestellt;
die dunklere Schattierung in den Figuren stellt Filamentbereiche dar,
in welchen die meiste Zersetzung stattfand oder in welchen eine
schnellere Zersetzungsrate auftritt. In 3b zersetzt
sich der gesamte Querschnitt, aber der schattierte Mittelbereich 12 hat
sich am meisten zersetzt, da sich hier saure Zersetzungsnebenprodukte
angesammelt haben. Der Bereich einer schnellen Zersetzung wächst mit
der Zeit stufenweise von der Mitte zur Oberfläche des Querschnitts, wie durch
die zunehmende Größe des schattierten
Bereichs 12 in 3c bis 3e dargestellt.
Schließlich
ist alles, was an strukturell intaktem Material des im Wesentlichen
massiven Filaments übrig
bleibt, eine Oberflächenhülle, wie
in 3e dargestellt. Es entwickeln sich Risse in der
Hülle,
die zur Auflösung
in Fragmente führt,
wie in 3f dargestellt.
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Zum
Vergleich wird auf 2a bis 2f Bezug
genommen, die Filamente darstellen, welche Im Vergleich zu bekannten
Materialen vorteilhafterweise Merkmale einer beschleunigten Zersetzung
bereitstellen. Die Filamente oder länglichen Elemente weisen Reservoirabschnitte
auf, insbesondere ein längliches
Element 20 mit wenigstens einem Hohlraum- 22 Abschnitt;
ein längliches
Element 30 mit wenigstens einem Höhlungs- 32 Abschnitt;
und ein längliches
Element 40 mit wenigstens einem Poren- 42 Abschnitt.
Der Begriff „Reservoir" bezieht sich auf
ein Raumvolumen im Inneren des Filaments, in welchem Polymerzersetzungsnebenprodukte gesammelt
oder gespeichert werden. Bei dem Reservoir kann es sich sowohl um
innere als auch äußere Durchgänge handeln,
wobei sich die äußeren Durchgänge durch
eine Filamentaußenwand
oder ein Filamentende öffnen. 2a veranschaulicht
ein hohles Element mit einem mittigen Kern; 2b veranschaulicht
ein Element mit wenigstens einer Höhlung mit versiegelten Enden,
die innerhalb des Elements angeordnet sind; 2c veranschaulicht
ein Element mit wenigstens einer Pore (innere oder äußere Porosität oder beides); 2d veranschaulicht
ein Multilumen-Element mit einer Mehrzahl von Hohlraumabschnitten; 2e veranschaulicht
einen Querschnitt eines Elements mit einer Mehrzahl von inneren
Poren; 2f veranschaulicht mit einer
Mehrzahl von Oberflächenporen.
Die äußeren Poren
können
mit inneren Poren-, Höhlungs-
oder Hohlraumabschnitten verbunden sein. Die Reservoirabschnitte
können
weisen eine Größe von mehr
als 1 Mikrometer und einen Volumenprozentsatz von mehr als etwa
10 % auf. Die länglichen
Elemente können
einen oder mehr Reservoirabschnitte aufweisen, die Kombinationen
von Hohlraum- 22, Höhlungs- 32 oder
Poren- 42 Abschnitten umfassen.
-
Es
wird nun auf 4a Bezug genommen, welche ein
Element 20 von 2a mit
einem angefertigten axialen Hohlraumabschnitt darstellt. Wenn die
Zersetzung beginnt, wie durch die Schattierung in 4b dargestellt,
beginnt das gesamte massive Röhrenprofil,
zu zerfallen. Im Element 20 zeigt der schattierte ringförmige Ringbereich 13b,
dass sich die Mitte der Materialmasse aufgrund einer Ansammlung
von sauren Zersetzungsnebenprodukten in diesem schattierten Ringbereich
schneller zersetzt. Außerdem
sammeln sich Zersetzungsnebenprodukte auch im axialen Hohlraumabschnitt
an, und die Zersetzung des Hohlrauminnenflächenbereichs 13a im
Element 20 ist ebenfalls beschleunigt. Das Element 20 zersetzt
sich im Allgemeinen zu einer dünnen
Außenhülle 13d und
einem Innenring 13c, wie in 4c dargestellt.
Es entwickeln sich Risse im Innen- und Außenring, welche zu einer Auflösung führen, wie
in 4d dargestellt. Die Zersetzung und die Auflösung des
Elements 20 sind vorteilhafterweise schneller als die des
im Wesentlichen massiven Elements 10, da es zwei Regionen
einer beschleunigten Zersetzung, in den Bereichen 13a und 13b,
gibt.
-
4a bis
4d veranschaulichen
Querschnitte entlang der Linie 4-4 von
2a und
stellen die fortschreitende Zersetzung des länglichen Elements
20 in
Bereichen dar, in welchen die höchste
Zersetzungsrate in vivo auftritt. Obwohl die Zersetzung im ganzen
Element
20 stattfindet, ist die Zersetzungsrate an einer Stelle
mit dem niedrigeren pH im Allgemeinen höher, da saure Umgebungen die
Zersetzung katalysieren. Nebenprodukte aus der Zersetzung, wie beispielsweise
Milchsäure
oder Glycolsäure
werden in den Hohlraum-
22, Höhlungs-
32 oder Poren-
42 Abschnitten
gespeichert, welche als Reservoirs fungieren und vorteilhafterweise
die Zersetzung der Innenflächen
beschleunigen. Der Diffusionsabstand d1 in den länglichen Elementen
20,
30,
40 ist
verhältnismäßig kürzer als
der Diffusionsabstand d im länglichen
Element
10. Der Diffusionsabstand d1 wird von der Außenfläche
14 zur
Innenfläche
14a gemessen.
In der vorliegenden Erfindung führt
die Kombination des im Allgemeinen kürzeren Wasserabsorptionsabstands
d1, der zu einer im Allgemeinen kürzeren Wasserabsorptionszeit
führt,
und der verhältnismäßig beschleunigten
Zersetzung in den Nebenproduktreservoirbereichen zu einer verhältnismäßig schnelleren
Gesamtpolymerresorption der länglichen
Elemente
20,
30 und
40 oder Endoprothese
50 in
vivo. Die länglichen
Elemente
20,
30 und
40 können ferner
eine oder mehr Innen- oder
Außenwände
25 aufweisen,
die so ausgelegt sind, dass sie sich in vivo biologisch abbauen. Die
folgenden Tabellen 1 und 2 beschreiben bevorzugte Ausführungsformen
von Reservoirs und Endoprothesen. TABELLE 1
| Reservoirtyp | Vol.-%
Feststoff | Vol.-%
Hohlraum oder Höhlung | Merkmale
und Abmessungen Hohlraum oder Höhlung |
| Axialkern
(röhrenförmiger Strang
mit einem Lumen) | 65–90 | 10–35 | ⌀ < 50 von Gesamtdurchmesser × Länge von
Filamentstrang |
| Multilumen-Filament (zwei
oder mehr Lumina) | 50–90 | 10–40 | ⌀ < 50 % von Gesamtdurchmesser/Anz.
von Lumina, Länge
von Filamentstrang |
| Innere
Porosität | 70–90 | 10–30 | 1–20 Mikrometer |
| Äußere Porosität (oberflächen-orientiert) | 80–90 | 10–20 | 1–20 Mikrometer |
TABELLE 2
| Anz.
von Filamentsträngen
in Geflecht | Flechtdorn Durchmesser,
mm | FlechtWinkel,
Grad | PLLA
Durchmesser, mm | PDLA Durchmesser,
mm | PLLA/PDLA Durchmesser,
mm | PGA
Durchmesser, mm |
| 10 | 3–6 | 120–150 | 0,15–0,25 | 0,15–0,25 | 0,15–0,25 | 0,20–0,30 |
| 10 | 3–6 | 120–150 | 0,20–0,30 | 0,20–0,30 | 0,20–0,30 | 0,25–0,35 |
| 12 | 3–8 | 120–150 | 0,20–0,30 | 0,20–0,30 | 0,20–0,30 | 0,25–0,35 |
| 12 | 3–8 | 120–150 | 0,35–0,45 | 0,35–0,45 | 0,35–0,45 | 0,40–0,50 |
| 15 | 6–10 | 120–150 | 0,30–0,40 | 0,30–0,40 | 0,30–0,40 | 0,35–0,45 |
| 15 | 6–10 | 120–150 | 0,35–0,45 | 0,35–0,45 | 0,35–0,45 | 0,40–0,50 |
| 18 | 7–12 | 120–150 | 0,35–0,45 | 0,35–0,45 | 0,35–0,45 | 0,40–0,50 |
| 18 | 7–12 | 120–150 | 0,40–0,50 | 0,40–0,50 | 0,40–0,50 | 0,45–0,55 |
| 20 | 3–9 | 120–150 | 0,20–0,30 | 0,20–0,30 | 0,20–0,30 | 0,25–0,35 |
| 24 | 8–12 | 120–150 | 0,20–0,30 | 0,20–0,30 | 0,20–0,30 | 0,25–0,35 |
| 24 | 9–14 | 120–150 | 0,25–0,35 | 0,25–0,35 | 0,25–0,35 | 0,30–0,40 |
| 24 | 12–18 | 120–150 | 0,30–0,40 | 0,30–0,40 | 0,30–0,40 | 0,35–0,45 |
| 30 | 16–26 | 120–150 | 0,30–0,40 | 0,30–0,40 | 0,30–0,40 | 0,35–0,45 |
| 36 | 20–30 | 120–150 | 0,35–0,45 | 0,35–0,45 | 0,35–0,45 | 0,40–0,50 |
| 24 | 14–20 | 120–150 | 0,35–0,45 | 0,35–0,45 | 0,35–0,45 | 0,40–0,50 |
| Anz.
Filamentstränge
in Geflecht | Flechtdorn Durchmesser,
mm | Flechtwinkel,
Grad | PGA/PLLA Durchmesser,
mm | PGA/Polycaprolacton Durchmesser,
mm | Polydioxanon
Durchmesser, mm | PGA/Trimethylencarbonat
Durchmesser, mm |
| 10 | 3–6 | 120–150 | 0,20–0,30 | 0,22–0,32 | 0,25–0,35 | 0,22–0,32 |
| 10 | 3–6 | 120–150 | 0,25–0,35 | 0,27–0,37 | 0,30–0,40 | 0,27–0,37 |
| 12 | 3–8 | 120–150 | 0,25–0,35 | 0,27–0,37 | 0,30–0,40 | 0,27–0,37 |
| 12 | 3–8 | 120–150 | 0,40–0,50 | 0,42–0,52 | 0,45–0,55 | 0,42–0,52 |
| 15 | 6–10 | 120–150 | 0,35–0,45 | 0,37–0,47 | 0,40–0,50 | 0,37–0,47 |
| 15 | 6–10 | 120–150 | 0,40–0,50 | 0,42–0,52 | 0,45–0,55 | 0,42–0,52 |
| 18 | 7–12 | 120–150 | 0,40–0,50 | 0,42–0,52 | 0,45–0,55 | 0,42–0,52 |
| 18 | 7–12 | 120–150 | 0,45–0,55 | 0,47–0,57 | 0,50–0,60 | 0,47–0,57 |
| 20 | 3–9 | 120–150 | 0,25–0,35 | 0,27–0,37 | 0,30–0,40 | 0,27–0,37 |
| 24 | 8–12 | 120–150 | 0,25–0,35 | 0,27–0,37 | 0,30–0,40 | 0,27–0,37 |
| 24 | 9–14 | 120–150 | 0,30–0,40 | 0,32–0,42 | 0,35–0,45 | 0,32–0,42 |
| 24 | 12–18 | 120–150 | 0,35–0,45 | 0,37–0,47 | 0,40–0,50 | 0,37–0,47 |
| 30 | 16–26 | 120–150 | 0,35–0,45 | 0,37–0,47 | 0,40–0,50 | 0,37–0,47 |
| 36 | 20–30 | 120–150 | 0,40–0,50 | 0,42–0,52 | 0,45–0,55 | 0,42–0,52 |
| 24 | 14–20 | 120–150 | 0,40–0,50 | 0,42–0,52 | 0,45–0,55 | 0,42–0,52 |
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Es
wird nun auf 5 Bezug genommen, welche eine
Ausführungsform
einer implantierbaren Endoprothese 50 veranschaulicht,
die längliche
Elemente umfasst, die aus einem biologisch abbaubarem Polymer hergestellt
sind und einen oder mehr Hohlraum- 22, Höhlungs- 32 oder
Poren- 42 Abschnitte (Hohlraum-, Höhlungs- oder Porenabschnitte
nicht dargestellt) aufweisen. Die Hohlraum- 22, Höhlungs- 32 oder
Poren- 42 Abschnitte verkürzen den Diffusionsabstand
zur Wasserabsorption und fungieren als Reservoirs, um ein Nebenprodukt
aus der Zersetzung des biologisch abbaubaren Materials anzusammeln
und dadurch die Zersetzungsrate der Struktur verhältnismäßig erhöhen. Die
biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese 50 kann elastisch
oder plastisch dehnbar und aus biologisch abbaubaren Polyesterpolymeren,
welche PLA und PGA umfassen, sowie anderen Polymeren hergestellt
sein.
-
Eine
biologisch abbaubare, implantierbare Prothese oder Endoprothese
50 gemäß der vorliegenden Erfindung
ist
5 allgemein veranschaulicht. Die Endoprothese
50 ist
eine röhrenförmige Vorrichtung,
die aus länglichen
Strängen
oder Filamenten
20,
30,
40 gebildet ist.
Die Filamente
20,
30,
40 sind verwebt,
um eine offene Maschen- oder Gewebekonstruktion zu bilden. Wie im
Folgenden ausführlicher
beschrieben, bestehen wenigstens ein und vorzugsweise alle Filamente
20,
30,
40 aus
einer oder mehr im Handel erhältlichen Klassen
von Polyalpha-Hydroycarbonsäure),
wie beispielsweise Poly-L-Lactid (PLLA), Poly-D-Lactid (PDLA), Polyglycolid
(PGA), Polydioxanon, Polycapronlacton, Polygluconat, Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Copolymeren,
Poly(hydroxybutyrat), Polyanhydrid, Polyphosphoester, Poly(aminosäuren) oder
verwandten Copolymermaterialien. Verfahren zur Herstellung von Endoprothesen
50 sind
allgemein bekannt und werden zum Beispiel im Wallsten
US-Patent 4,655,771 und dem Wallsten
et al.
US-Patent 5,061,275 offenbart.
-
Die
Endoprothese 50 ist in 5 in ihrem
gedehnten oder entspannten Zustand in der Form dargestellt, die
sie annimmt, wenn sie keinen externen Lasten oder Spannungen ausgesetzt
ist. Die Filamente 20, 30, 40 sind elastisch
und ermöglichen
die radiale Zusammendrückung
der Endprothese 50 in eine Form mit verkleinertem Radius
und erweiterter Länge
oder in einen ebensolchen Zustand, der zur Zuführung zur gewünschten
Unterbringungs- oder Behandlungsstelle durch ein Körpergefäß (d.h.
transluminal) geeignet ist. Die Endoprothese 50 ist außerdem aus
diesem zusammengedrückten
Zustand selbstdehnbar und axial flexibel.
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Der
röhrenförmige und
selbstdehnbare Körper
oder die röhrenförmige und
selbstdehnbare Struktur, die durch die verwobenen Filamente 20, 30, 40 gebildet
ist, ist eine Prothesenfunktionshauptstruktur der Endoprothese 50,
und aus diesem Grund kann die Vorrichtung zum Ausschluss anderer
Strukturen als im Wesentlichen aus dieser Struktur bestehend betrachtet
werden. Es ist jedoch bekannt, dass andere Strukturen und Merkmale
in Endoprothesen und insbesondere Merkmale, welche die röhrenförmige und
selbstdehnbare Struktur verbessern oder damit zusammenwirken oder
welche die Implantation der Struktur erleichtern, einbezogen werden
können.
Ein Beispiel ist die Einbeziehung von strahlenundurchlässigen Markern
auf der Struktur, welche verwendet werden, um die Position der Endoprothese
durch eine Fluoroskopie während
der Implantation sichtbar zu machen. Ein anderes Beispiel ist die
Einbeziehung einer Abdeckung oder von zusätzlichen verwobenen Filamenten,
zum Beispiel um die Porosität
oder offene Räume
in der Struktur zu verringern, so dass die Endoprothese verwendet
werden kann, um einen Gewebeeinwuchs zu verhindern, oder als ein Transplantat
verwendet werden kann. Andere Beispiele umfassen zerfallende Fäden oder
andere Strukturen, um eine Neupositionierung und Entfernung der
Endoprothese zu ermöglichen.
Endoprothesen dieser Typen bestehen jedoch trotzdem aus der röhrenförmigen und
selbstdehnbaren Struktur, die durch die verwobenen Filamente 20, 30, 40 ausgebildet
ist.
-
In
der vorliegenden Erfindung hängt
die in-vivo-Abbauzeit der biologisch abbaubaren, implantierbaren Endoprothese 50 ab
vom abbaubaren Polymer, das in der Vorrichtung verwendet wird, der
Materialverarbeitung und der Implantatsumgebung (pH, chemische Zusammensetzung
von Fluids, mechanische Belastung). Jedes Polymer weist seine eigene
charakteristische Zersetzungsrate im Körper auf der Basis seiner Zusammensetzung
und Struktur auf. Die Zersetzungsrate wird auch beeinflusst durch
die Herstellung, Sterilisation, Lagerung, Geometrie und die spezifische
Umgebung, in welche das Polymer implantiert wird. Für einen
bestimmten Satz von Implantatsbedingungen kann eine bestimmte Abbauzeit
durch Verwenden von sich schnell abbauenden oder sich langsam abbauenden
Polymeren konzipiert werden.
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Jedes
Polymer weist auch verschiedene physikalische und mechanische Eigenschaften
auf. Zum Beispiel hat ein PLA einen etwas höheren Modul und eine etwas
höhere
Festigkeit, sowie eine hohe Streckbarkeit auf, und ein PGA weist
einen höheren
Modul und eine geringere Streckbarkeit (steif und verhältnismäßig spröde) auf.
Eine Endprothese 50 kann längliche Elemente aus biologisch
abbaubarem Polymer mit einem Zugelastizitätsmodul von etwa 2.758 MPa
(400.000 psi) bis etwa 13.790 MPa (2.000.000 psi) aufweisen. Der
bevorzugte Bereich von Zugelastizitätsmodul für eine Endprothese 50,
die aus länglichen
Elementen aus biologisch abbaubarem Polymer hergestellt ist, ist
von etwa 4.827 MPa (700.000 psi) bis etwa 8.274 MPa (1.200.000 psi).
Eine bevorzugte Ausführungsform
der länglichen
Elemente aus biologisch abbaubarem Polymer umfasst einen Zugelastizitätsmodul
von 6.895 MPa (1.000.000 psi) und eine Zugfestigkeit von etwa 621 MPa
(90 ksi). Für
die strukturellen länglichen
Elemente 20, 30, 40, die in erster Linie
bei Biegung und Verdrehung belastet werden, ist das Maximum an von-Mises-äquivalenten Spannungen
an der Oberfläche,
und die Spannung in der Mitte des länglichen Elements sind null,
so dass ein Hohlraum- 22 Abschnitt verwendet werden kann.
Es kann wünschenswert
sein, die Streckungseigenschaften von PLA und die kurze Resorptionszeit von
PGA in einem Implantat zu haben. Eine Möglichkeit, dies zu erreichen,
ist, Copolymere von PLA und PGA zu verwenden, aber dies kann zu
einem Kompromiss von Charakteristiken führen. Die vorliegende Erfindung ermöglicht es
dem Vorrichtungsentwickler, das Polymer auf der Basis der erwünschten
Biokompatibilität
auszuwählen
und die mechanischen und physikalischen Eigenschaften von geringerer
Bedeutung für
die Zersetzungsrate des Materials durch Verwenden der einen oder
mehr Reservoirabschnittsmerkmale auf die Zersetzungsrate zuzuschneiden,
die höher
als Rate ist, die bei einem Aufbau aus im Wesentlichen massivem
Material zu erwarten ist.
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Chirurgische
Implantate und Nähte
aus biologisch abbaubarem Polymer verlieren im Zeitablauf ihre ursprüngliche
Zugfestigkeit und Masse in der Umgebung des Körpers. Die Haltezeit der ursprünglichen
Zugfestigkeit ist wichtig, da die Vorrichtung oder Naht ihren beabsichtigen
strukturellen Zweck für
eine Zeitspanne erfüllen
muss, die lange genug ist, um zu ermöglichen, dass eine Heilung
stattfindet. Nach der Heilung kann das Polymer an Festigkeit verlieren,
da die strukturelle Stützung
nun durch native Gewebe oder den nativen Knochen erfolgt. Die Heilungszeit
variiert in Abhängigkeit
von der Art der beteiligten Gewebe; Haut, Sehne, Knochen oder Muskel.
Für jede
Art von medizinischer Indikation muss ein Polymer mit einer geeigneten
Festigkeitshaltezeit verwendet werden.
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Die
Zersetzungszeit des Polymers wird von mehreren intrinsischen und
extrinsischen Faktoren beeinflusst. Intrinsische Faktoren umfassen
die chemische Zusammensetzung und die physikalische Struktur des Polymers
(wie beispielsweise Substituenten, Ausrichtung, Kristallisationsgrad,
Geometrie und relative Molekülmasse).
Extrinsische Faktoren umfassen den pH des biologischen Mediums,
Elektrolyten, externe Spannung, Temperatur, Strahlung, freie Radikale
und Enzyme.
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Die
Zersetzung von abbaubaren Polymeren erfolgt in erster Linie durch
Hydrolyse. Die hydrolytische Reaktion bewirkt, dass die Molekülketten
des Polymers abgebrochen werden und die Kettenlänge mit der Dauer der Zersetzung
abnimmt. Das Ergebnis der abnehmenden Kettenlänge ist eine Reduktion von
physikalischen und mechanischen Werten. Es tritt ein Verlust an
Masse ein, wenn eine erhebliche Anzahl von Ketten abgebrochen wird,
um eine Diffusion von kleinen Molekülketten aus dem Polymer und
in die biologische Umgebung zu ermöglichen. Eine Auflösung der
Vorrichtung findet statt, wenn es einen Verlust von Festigkeit,
Masse und Teilen des Polymerfragments gab.
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Die
drei Arten von Zersetzungseigenschaften, die verwendet werden, um
den Zersetzungsprozess des abbaubaren Polymers zu beschreiben, sind
der Verlust des Zugfestigkeitsprofils, der Verlust des Massenprofils
und die Art von Zersetzungsprodukten, die an die umliegenden Gewebe
freigegeben werden. Der Verlust von Zugfestigkeit geht den anderen
beiden Ereignissen stets voraus, da sich abbaubare Polymere durch Hydrolyse
durch das ganze Volumen des Materials zersetzen statt von einer
Oberflächenerosion.
Die Volumenzersetzung bewirkt, dass das Polymer zuerst an Festigkeit
und dann an Masse verliert. Würde
die Zersetzung durch eine Oberflächenerosion
stattfinden, dann würde
das Polymer vor oder gleichzeitig mit dem Verlust an Festigkeit
an Masse verlieren.
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Alle
synthetischen abbaubaren Nähte
sind wasserunlösliche
Polymere. Dies bedeutet, dass die Diffusionsrate von Wasser ein
wichtiger Faktor beim Bestimmen der Hydrolyse- und Zersetzungsrate
ist. Dünnere Profile
sollten theoretisch den Volumenwasserkonzentrationsgrad, bei dem
die Hydrolyse beginnen kann, einzutreten, schneller als dicke Profile
erreichen. Sobald jedoch die Zersetzung beginnt, haben dickere Profile schnellere
Zersetzungsraten, da die sauren Zersetzungsprodukte sich in der
Mitte des Profils bilden und die Zersetzung auf eine schnellere
Rate katalysieren als an anderen Stellen im Material, an welchen
die Diffusionsabstände
kürzer
sind und die Zersetzungsprodukte zur Oberfläche migrieren und durch die
biologische Umgebung gepuffert werden. Das Ergebnis ist, dass das
Zersetzungsprofil in der Mitte des massiven Profils auf einem Maximum
ist und von der Mitte zur Oberfläche
abnimmt. Die Zersetzung findet überall
im Volumen statt, ist aber in der Mitte am schnellsten. Zum Beispiel
in einem Hohlraumabschnitt, in welchem sich Zersetzungsprodukte
im Reservoir sammeln können,
gibt es zwei Stellen mit einer hohen Zersetzungsrate; die Oberfläche des
Elements am Reservoir und die Mitte des massiven Profils. Daher
sollte die Zersetzung eines hohlen Teils eher erfolgen als die eines
massiven Teils, da der Diffusionsabstand für die Wasserabsorption kürzer ist
und da es zwei sich schnell zersetzende Fronten im Material gibt.
-
Für PLA findet
die strukturelle Zersetzung über
ein Zeitintervall von etwa 6 Monaten bis 2 Jahren in vivo statt.
Ein Element löst
sich auf, nachdem es genügend
Festigkeit verloren hat und nicht mehr in der Lage ist, auferlegten
Lasten standzuhalten, oder nicht mehr in der Lage ist, sich selbst
zusammenzuhalten. Die strukturelle Zersetzung findet lange nach
der Zeit statt, die zur Endothelbildung oder Epithelbildung benötigt wird.
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Der
Abbau findet statt, wenn Polymerzersetzungsprodukte von der Vorrichtung
freigegeben und in normale chemische Prozesse des Körpers eingeführt werden.
Beim Stoffwechsel handelt es sich um chemische Änderungen in lebenden Zellen,
durch welche Energie für
vitale Prozesse und Aktivitäten bereitgestellt
werden und neues Material assimiliert wird, um den Stoffwechselabfall
zu ersetzen.
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Exkretion
ist die Trennung und Beseitigung oder Entladung aus dem Blut oder
den Geweben von nutzlosen, überflüssigen oder
schädlichen
Materialien, die aus dem Körper
beseitigt werden. Die Exkretion unterscheidet sich von einer Sekretion
darin, dass sie nicht entsteht, um eine nützliche Funktion auszuführen.
-
Die
Biokompatibilität
von abbaubaren Polymeren während
der Zersetzung hängt
von der Ansammlungsrate und davon ab, wie gut das umliegende Gewebe
oder Fluid die Zersetzungsprodukte puffert oder metabolisiert. Wenn
die Produkte metabolisierbar sind, hängt die Rate, mit welcher dies
geschieht, vom Blutkreislauf des Gewebes ab. Eine gut vaskularisierte
Lumenwand könnte
Zersetzungsprodukte Puffern und metabolisieren, wenn sie vom Implantat
freigegeben werden. Dieser biologische Prozess ist wichtig, um eine
ungünstige
Gewebereaktion auf das sich zersetzende Implantat zu minimieren.
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Die
Zersetzungsendprodukte von PLLA und PGA sind Milch- und Glycolsäure, welche
normalerweise im menschlichen Körper
vorkommen. Die Säuren
werden durch die Zellen um das Implantat herum metabolisiert. Der
Stoffwechselprozess ist ein Citratzyklus, der die Säuren in
Kohlendioxid umwandelt, der aus dem Körper ausgeatmet wird.
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Für ein PLA-Element
ist die Massezersetzung mit dem vollständigen Abbau der Polymer-Endoprothese
in etwa 1,5 bis 3 Jahren nach der Implantation abgeschlossen.
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Zur
Herstellung der implantierbaren Endoprothese 50 wird die
Endprothese 50 aus röhrenförmigen geflochtenen
Filamenten auf einem röhrenförmigen Dorn
aus Edelstahl (nicht dargestellt) angeordnet und mit Befestigungsbändern aus
Kunststoff oder vergleichbaren Mitteln (nicht dargestellt) in einer
axial zusammengedrückten
Position, axial erweiterten Position oder einer Position im freien
Zustand gehalten, um eine Anordnung zu bilden. Der Begriff „freier
Zustand" wird verwendet,
wenn keine extern ausgeübten
Kräfte
auf die Vorrichtung einwirken, wenn die Vorrichtung zum Beispiel
auf einem Tisch liegt. Die Anordnung wird bei einer Temperatur unter
dem Schmelzpunkt der Endoprothese 50 für eine Zeit von etwa 5 Minuten
bis etwa 90 Mimnuten getempert. Die Endoprothese 50 kann
bei einer Temperatur von etwa 130 °C bis etwa 160 °C für etwa 10
Minuten bis etwa 20 Minuten getempert werden. Ein bevorzugtes Temperverfahren
umfasst eine Temperatur bei etwa 140 °C für etwa 15 Minuten in Luft,
Vakuum, Argon, Helium oder Kombinationen davon. Danach wird die Anordnung
auf Raumtemperatur abgekühlt,
und die Endoprothese 50 wird vom Dorn abgenommen. Die implantierbare
Endoprothese 50 wird dann durch Abscheiden der ganzen Endoprothese 50 oder
jedes Filamentkreuzungspunkts auf vorbestimmte Längslängen zugeschnitten.
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Die
Hohlraum- 22, Höhlungs- 32 oder
Poren- 42 Abschnitte können
durch ein Extrusionsverfahren unter Verwendung von Dornen oder durch
Entkernen während
eines Spritzgießens
hergestellt werden. Die Porosität
kann durch Verfahren hergestellt werden, welche maschinelle Bearbeitung,
lösliche
Mikrokügelchen, Extrusions-
oder Formungsparameterauswahl, Gasbläschenbildung oder ähnliche
Verfahren umfassen.
-
Beispiele
der vorliegenden Erfindung werden im Folgenden beschrieben.
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BEISPIEL 1
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In
einem Versuch wurden ein massiver extrudierter PLLA-Stab (Massivstab)
und ein extrudierter PLLA-Stab mit zwei Höhlungsabschnitten (Höhlungsstab)
verwendet, um einen schnelleren Abbau des Höhlungsstabs zu demonstrieren.
Der Massivstab und der Höhlungsstab
wurden aus demselben massiven Ausgangsstab hergestellt, der zuerst
in Luft bei 140 °C
etwa 15 Minuten lang getempert wurde. Der Massivstab wurde auf Längen von
15,2 mm bis 17,8 mm (0,6'' bis 0,7'') zugeschnitten.
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Der
Massivstab hatte eine gemessenen Außendurchmesser von etwa 5,4
mm (0,212'') und eine Länge von
etwa 15,2 mm bis 17,8 mm (0,6'' bis 0,7''). Der Höhlungsstab hatte einen Außendurchmesser
von etwa 5,4 mm (0,212'') und eine Länge von
etwa 15,2 mm bis 17,8 mm (0,6'' bis 0,7'') und umfasste Höhlungen an jedem Ende, die
einen Durchmesser von 2 mm (5/64'') hatten und 5 mm
bis 7 mm (0,2'' bis 0,3'') tief waren. Der Höhlungsstab wurde durch Verwenden
einer der massiven PLLA-Längen
und Bohren eines 5 mm bis 7 mm (0,2'' bis
0,3'') tiefen axialen
Lochs an jedem Ende unter Verwendung eines 2 mm (5/64'') Bohrers hergestellt. Die Höhlungsöffnung am
Ende jedes axialen Lochs wurde mit einem medizinischen Dow-Siliconklebstoff
A abgedeckt, wodurch zwei innere Höhlungen im Stab erzeugt wurden,
um den Höhlungsstab
zu bilden.
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Der
Massivstab und der Höhlungsstab
wurden in separate 32-Unzen-Gefäße gegeben,
die mit einer phosphatgepufferten Salz- oder PBS-Lösung (pH
= 7,4) gefüllt
waren. Jedes Gefäß wurde
bei 60 °C
inkubiert. Der Massivstab und der Höhlungsstab wurden jeweils regelmäßig auf
eine Gewichtsänderung
und Bruchanzeichen untersucht. Das Gewicht des Massivstabs und des
Höhlungsstabs
umfasst die Zersetzungsnebenprodukte.
-
Der
Massivstab und der Höhlungsstab
wurden vor dem Verfahren (Tag 0) und an den folgenden Tagen des
Versuchs gewogen: 3, 4, 5, 6, 7, 10, 11, 12, 13, 14, 17, 18, 19,
20, 21, 22, 25 und 26. Der Massivstab und der Höhlungsstab wurden an den folgenden
Tagen des Versuchs nicht gewogen: 1, 2, 8, 9, 15 und 16.
-
Die
Ergebnisse des Versuchs zeigten, dass sowohl der Massivstab als
auch der Höhlungsstab
für die ersten
zehn Tage an Gewicht zunahmen (vermutlich wegen der Wasserabsorption);
und dass der Höhlungsstab
schneller an Gewicht zunahm als der Massivstab. Der Massivstab und
der Höhlungsstab
begannen nach zehn Tagen Inkubation, an Gewicht zu verlieren (vermutlich
wegen der Polymerzersetzung). Der Höhlungsstab zerbrach bei 22
Tagen Inkubation bei einem Verlust von etwa 0,6 % seines ursprünglichen
Prüflingsgewichts im
Gegensatz zum Massivstab, der bei 26 Tagen Inkubation bei einem
Verlust von etwa 1,3 % seines ursprünglichen Prüflingsgewichts zerbrach. Die
Prüfung
und die Messungen wurden beendet, als der Bruch jedes entsprechenden
Stabs erfolgte.
-
Der
Bruch (Auflösung)
eines biologisch abbaubaren Elements oder einer biologisch abbaubaren
Vorrichtung ist ein wichtiger Eckstein im Prozess des biologischen
Abbaus, da er das sichere Ende der funktionalen Nützlichkeit
des Elements oder der Vorrichtung im Körper markiert. Am Punkt der
Auflösung
kann das Element oder die Vorrichtung keine Luminalstützung mehr
bereitstellen und zersetzt sich im Körper. Die Auflösung ist
ein nützliches
Maß für die Zersetzungszeit,
da sie durch Beobachtung und Vergleich leicht zu messen ist.
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Tabelle
3 zeigt die Messungen, die während
des Versuchs in Tabellenform aufgezeichnet wurden.
6 veranschaulicht
die Ergebnisse des Versuchs von Tabelle 3 in grafischer Form. TABELLE 3
| Tag | Höhlungsstab,
g | Massivstab,
g | Masseverlust
%, (Höhlung) | Masseverlust
%, (Massiv) |
| 0 | 0,4211 | 0,5005 | 0 | 0 |
| 1 | Keine
Messung | Keine
Messung | | |
| 2 | Keine
Messung | Keine
Messung | | |
| 3 | 0,4211 | 0,5005 | 0 | 0 |
| 4 | 0,4227 | 0,5023 | –0,4 | –0,4 |
| 5 | 0,4245 | 0,5044 | –0,8 | –0,8 |
| 6 | 0,4268 | 0,5061 | –1,4 | –1,1 |
| 7 | 0,4295 | 0,5081 | –2 | –1,5 |
| 8 | Keine
Messung | Keine
Messung | | |
| 9 | Keine
Messung | Keine
Messung | | |
| 10 | 0,4408 | 0,5178 | –4,7 | –3,5 |
| 11 | 0,4351 | 0,5145 | –3,3 | -2,8 |
| 12 | 0,4326 | 0,5123 | –2,7 | –2,4 |
| 13 | 0,432 | 0,5108 | –2,6 | –2,1 |
| 14 | 0,4296 | 0,5082 | –2 | –1,5 |
| 15 | Keine
Messung | Keine
Messung | | |
| 16 | Keine
Messung | Keine
Messung | | |
| 17 | 0,4262 | 0,5041 | –1,2 | –0,7 |
| 18 | 0,4244 | 0,503 | –0,8 | –0,5 |
| 19 | 0,4248 | 0,5027 | –0,9 | –0,4 |
| 20 | 0,424 | 0,5025 | –0,7 | –0,4 |
| 21 | 0,4236 | 0,5025 | –0,6 | –0,4 |
| 22 | 0,4184 | 0,4979 | 0,6 | 0,5 |
| 25 | | 0,4944 | | 1,2 |
| 26 | | 0,4938 | | 1,3 |
-
Zusammengefasst
zerbrach der Höhlungsstab
in kürzerer
Zeit als der Massivstab. Der Höhlungsstab zerbrach
in 22 Tagen im Gegensatz zum Massivstab, der in 26 Tagen zerbrach.
Außerdem
brauchte der Höhlungsstab
weniger Massezersetzung vor dem Bruch als der Massivstab. Der Versuch
bewies, dass sich ein biologisch abbaubares PLLA-Element mit zwei
Höhlungen
schneller als ein massives Element zersetzen würde. Es stellte sich heraus,
dass die schnellere Zersetzung aus einem kürzeren Diffusionsabstand über die
Profildicke und aus der Beschleunigung der Zersetzung auf der Innenfläche der
Höhlung
aufgrund der Sammlung von sauren Zersetzungsprodukten resultierte.
Die Abbauzeit für
den Höhlungsstab
könnte
durch ein Ändern des
Volumenprozentsatzes der Höhlungsbereiche
oder Ändern
der Geometrie des Reservoirbereichs (d.h. rund, länglich,
klein oder groß)
länger
oder kürzer
gemacht werden. Außerdem
kann die Zersetzungsrate von biologisch abbaubaren, implantierbaren
Endoprothesen ohne Änderung
von Materialien oder Verarbeitungsverfahren beeinflusst werden.
-
BEISPIEL 2
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 10 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,15
bis 0,25 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,20
bis 0,30 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,22 bis 0,32 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmes sern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 3 bis 6 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
-
BEISPIEL 3
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 10 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,20
bis 0,30 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,25
bis 0,35 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 3 bis 6 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
-
BEISPIEL 4
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 12 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,20
bis 0,30 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,25
bis 0,35 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,30 bis 0,44 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 3 bis 8 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
-
BEISPIEL 5
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 12 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35
bis 0,45 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,40
bis 0,50 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 3 bis 8 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
-
BEISPIEL 6
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 15 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,30
bis 0,40 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35
bis 0,45 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,37 bis 0,47 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 6 bis 10 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
-
BEISPIEL 7
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 15 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35
bis 0,45 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durch messer von 0,40
bis 0,50 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 6 bis 10 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
-
BEISPIEL 8
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 18 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35
bis 0,45 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,40
bis 0,50 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 7 bis 12 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
-
BEISPIEL 9
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 18 Filamentsträngen
aus PLLA-, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,40
bis 0,50 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,45 bis
0,55 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,47 bis 0,57 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,50 bis 0,60 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußen durchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 7 bis 12 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
-
BEISPIEL 10
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 20 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,20
bis 0,30 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,25
bis 0,35 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 3 bis 9 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
-
BEISPIEL 11
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 24 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,20
bis 0,30 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,25
bis 0,35 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 8 bis 12 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns
ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelz temperatur
des Polymers für
5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
-
BEISPIEL 12
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 24 Filamentsträngen
und aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von
0,25 bis 0,35 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser
von 0,30 bis 0,40 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,32 bis 0,42 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 9 bis 14 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht
in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position
getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temper dorn abgenommen
und auf die gewünschte
Endoprothesenlänge
zugeschnitten.
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BEISPIEL 13
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 24 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,30
bis 0,40 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35
bis 0,45 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,37 bis 0,47 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 12 bis 18 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
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BEISPIEL 14
-
Die
Endoprothesen 50 können
aus 30 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,30
bis 0,40 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35
bis 0,45 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,37 bis 0,47 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 16 bis 26 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
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BEISPIEL 15
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Die
Endoprothesen 50 können
aus 36 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35
bis 0,45 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,40
bis 0,50 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 20 bis 30 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
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BEISPIEL 16
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Die
Endoprothesen 50 können
aus 24 Filamentsträngen
aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35
bis 0,45 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,40
bis 0,50 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer
mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,55 mm oder Polydioxanon mit
einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm hergestellt sein. Die Filamente
mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger
als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
die gesamte Filamentlänge
(mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die
während
der Herstellung auftreten können)
erstrecken; Höhlungen
mit Durchmessern von weniger als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers,
die sich über
einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken;
oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern.
Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser
von 14 bis 20 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad,
während
das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen-
oder Röhrendorn,
der einen Außendurchmesser
aufweist, der 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 in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem
Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen
Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom
Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
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Aus
der Betrachtung des Vorhergesagten ist ersichtlich, dass die biologisch
abbaubare, implantierbare Endoprothese unter Verwendung von etlichen
Verfahren und Materialien in einer großen Vielfalt von Größen und
Bauweisen zur größeren Effizienz
und Zweckmäßigkeit
eines Benutzers hergestellt werden können.
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Eine
biologisch abbaubare Endoprothese, die in Verbindung mit der vorliegenden
Erfindung vorteilhaft verwendet kann, wird in J. Stinsons
US-Patent Nr. 6,245,103 mit
dem Titel „Bioabsorbable
Self-Expanding Stent" offenbart,
das auf der Anmeldung Nr. 08/904,467 basiert, die gleichzeitig hiermit
eingereicht wurde, und dem Rechtsnachfolger dieser Anmeldung gemeinsam übertragen
wurde.
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Ein
biologisch abbaubarer Marker, der in Verbindung mit der vorliegenden
Erfindung vorteilhaft verwendet werden kann, wird in J. Stinsons
und Claude Clercs
US-Patent Nr.
6,340,367 mit dem Titel „Radiopaque Markers and Methods
of Using Same" offenbart,
das auf der Anmeldung Nr. 08/905,821 basiert, die gleichzeitig hiermit
eingereicht wurde, und dem Rechtsnachfolger dieser Anmeldung gemeinsam übertragen wurde.
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Ein
anderer biologisch abbaubarer Marker, der in Verbindung mit der
vorliegenden Erfindung vorteilhaft verwendet werden kann, wird in
J. Stinsons
US-Patent Nr. 6,174,330 mit
dem Titel „Bioabsorbable
Marker having Radiopaque Constituents and Method of Using the Same" offenbart, das auf
der Anmeldung 08/904,951 basiert, die gleichzeitig hiermit eingereicht
wurde, und dem Rechtsnachfolger dieser Anmeldung gemeinsam übertragen
wurde.
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Die
zuvor beschriebenen Ausführungsformen
der Erfindung dienen lediglich der Beschreibung ihrer Prinzipien
und sind nicht als einschränkend
zu betrachten.