CN116568242A - 用于治疗动脉瘤的医用植入物 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于治疗动脉瘤的医用植入物，该医用植入物具有支撑结构(1)，该支撑结构具有由网格元件构成的可压缩且可扩展的网格结构(10)，这些网格元件限定网格开口，其中，网格结构(10)至少部分地用由纤维构成的膜(2)、特别是电纺膜覆盖，该膜包括至少一个腔内功能层(4)和至少一个腔外支持层(3)，这些层分别具有孔，其中功能层(4)的孔隙率小于支持层(3)的孔隙率。本发明的特征在于，膜(2)被配置成使得至少功能层(4)的孔由于在支撑结构(1)的内部贯通通道中的液体压力和支持层(3)外的液体压力之间出现的压力梯度而打开，以提高通过膜(2)的液体流量。

Description

用于治疗动脉瘤的医用植入物

本发明涉及根据权利要求1的前序部分的用于治疗动脉瘤的医用植入物。这种植入物例如从EP 2 678 466 B1中已知。

EP 2 678 466 B1涉及一种用于神经血管应用的支架，该支架用无纺布(Faservlies)覆盖。无纺布通过电纺制造而成并且包括多个层，其中，内层被构造成是不渗透液体的，并且外层被构造成是海绵状的。内层用于包裹动脉瘤，使其不受血管中的血流的影响。海绵状的外层应允许内皮细胞和/或药物的嵌入。已知植入物的缺点在于，植入物只能用于远离分支血管、动脉或小动脉的动脉瘤。对于靠近血管分支的动脉瘤，使用已知的植入物时也有将分支血管与血流隔断的危险。结果，在应由分支血管供应氧气和营养物质的组织区域中，可能会出现明显的供应不足。

在这种背景下，本发明的任务在于，给出用于治疗动脉瘤的医用植入物，该医用植入物一方面能够实现有效地覆盖动脉瘤，另一方面确保分支血管的血液供应仍得到保证。

该任务通过权利要求1的主题来实现。

因此，本发明基于以下构思：给出用于治疗动脉瘤的医用植入物，该医用植入物具有支撑结构，该支撑结构具有可压缩且可扩展的网格结构，该网格结构由网格元件构成，这些网格元件限定网格开口。网格结构至少部分地用由纤维形成或组成的膜覆盖。膜包括至少一个腔内功能层和至少一个腔外支持层，这些层各自具有孔。在此，功能层的孔隙率小于支持层的孔隙率。根据本发明提出，膜被配置成使得至少膜的腔内功能层的孔由于在支撑结构的内部贯通通道中的液体压力和腔外支持层外的液体压力之间出现的压力梯度而打开，以提高通过膜的液体流量。

因此，本发明基于使膜智能地起作用的想法，使得当支撑结构的内部贯通通道中的液体压力和膜外的液体压力之间存在压力梯度时，膜变得更具有液体渗透性。在植入状态下，当与植入物一起插入主血管中的膜横跨过分支血管并因此在主血管(特别是动脉)和从主血管分支的动脉或小动脉之间存在压力梯度时，膜的孔、特别是功能层中的孔会打开。通过主血管流入分支血管(特别是分支动脉或分支小动脉)的血液具有液体压力，该液体压力迫使血液进入分支血管或分支小动脉。因此，内膜被设计成使得该液体压力足以在局部打开膜的至少功能层的孔，以至于膜在血管(特别是动脉或小动脉)分支的位置处变得具有血液渗透性。特别地，膜适配成使得其变得具有血液渗透性，从而通过分支血管或小动脉连接的组织区域充分得到氧气和营养物质。

但在植入物覆盖动脉瘤的区域中，这种压力梯度是不存在的，因此膜的孔保持闭合，由此有效地屏蔽动脉瘤免受血管内血流的影响。在任何情况下都提出，屏蔽比目前已知的或者常规的偏流器(Flow Diverter)植入物的情况更有效。

在此，屏蔽不一定是指完全的液体屏障。更确切地，可以保持动脉瘤内的血液和主血管内的血液之间的液体交换极大减少。然而，对动脉瘤的屏蔽足以减少动脉瘤内的血液流动，使动脉瘤内的血液凝结，从而在动脉瘤内形成血栓。就这一点而言，动脉瘤自然变得萎缩，其中植入物的膜确保血栓不会离开动脉瘤。血栓的形成降低了动脉瘤壁上的压力，从而降低了动脉瘤破裂以及与此相关的失血或者出血性中风的危险。

根据本发明的植入物的优点是显而易见的。在借助于根据本发明的植入物治疗动脉瘤(特别是脑动脉瘤)时，外科医生不一定要精确地确定植入物的位置。特别地，外科医生不必为了防止覆盖分支血管而小心翼翼地插入特定长度的植入物。这尤其适用于较小的分支血管，即所谓的“穿动脉”(其通常具有介于300μm与850μm之间的直径)和分支小动脉(其通常具有介于50μm与300μm之间的直径)。更确切地，对于任何类型的动脉瘤，都可以使用标准长度的医用植入物，因为即使植入物覆盖了分支血管(特别是动脉和分支小动脉)，植入物也能够使血流进入分支血管(特别是动脉或者小动脉)。这极大地简化和加快了对动脉瘤的治疗。

优选地，膜包括电纺织物，该电纺织物形成纤维。优选地，织物是多层的，并且由具有不同特性的纤维形成。特别地，织物可以包括分别由纤维形成的支持层和功能层，其中，纤维具有不同的特性，特别是具有不同的弹性和/或纤维厚度。优选地，膜在腔内侧(即，面向主血管腔的一侧)具有相对低的孔隙率，该孔隙率在压力梯度下增大(从而形成实际功能)，并且在腔外侧(即，面向血管壁的一侧)具有相对较高的孔隙率，该腔外侧起到支撑作用。就这一点而言，本申请区分了决定智能作用的膜的功能的腔内功能层和支持功能层的腔外支持层。在由分支血管或分支小动脉产生的压力梯度的影响下，支持层的孔隙率基本上不改变或至少几乎不改变。此外，支持层可以被设计成防止功能层的纤维在径向方向上偏移。

特别地，功能层和支持层可以通过纤维排列的类型而不同。优选地，支持层包括纤维或由纤维构成，该纤维主要彼此交联(vernetzen)并因此形成稳定的层。支持层的纤维的运动自由度受到交联的限制。相比之下，功能层可以由纤维构成或包括纤维，该纤维主要松散地彼此堆叠。这允许纤维有更大的运动自由度，因此通过纤维位移可以形成更大的孔。优选地，支持层的纤维具有相对较大的直径和相对较高的强度或肖氏硬度，而功能层的纤维可以具有相对较小的直径和相对较低的强度或肖氏硬度。

原则上，在此可以提出，功能层和支持层形成彼此明确分界的层。然而，功能层和支持层也可以没有清晰的分界，而是这些不同孔隙率的区域彼此平滑地融合。优选地，膜在功能性(通过纤维的运动或变形而使孔打开或者不打开)和支持效果之间形成折衷。在此，不同孔隙率的区域(特别是功能层和支持层)可以彼此模糊，使得功能层和支持层在压力梯度的方向上无法相互区分开。更确切地，膜整体上在压力梯度的方向上可以具有几乎相同的孔隙率。上述内容适用于膜的未负载状态，即没有受到压力梯度的作用。相反，在压力梯度的作用下，膜的功能层的一些纤维会移动或变形，从而形成更大的孔并因此使膜变得对血液具有渗透性，以至于分支血管可以将足够的氧气和营养物质输送到下游组织区域。变形可以是弹性变形或塑性变形。在任何情况下都提出，较大的孔的形成是在没有纤维裂纹的情况下发生的。更确切地，孔的增大可以无损地发生，并且同样可以无损地逆转，例如，当支撑结构的内部贯通通道中的液体压力和支持层外的液体压力之间的压力梯度减小时可以无损地逆转。

优选地，功能层和支持层由材料决定地(stoffschlüssig)彼此连接。特别地，功能层和支持层的各自纤维可以在上方或在下方交叉，从而形成均匀的膜。优选地，腔内功能层和腔外支持层通过其孔隙率和与此相关的功能而不同。腔外支持层应基本在整体上稳定膜并使腔内功能层的纤维保持在其预定位置，而功能层则用于有效地屏蔽动脉瘤免受血流的影响。然而同时，功能层可以打开以供血流进入分支血管，以确保下游组织区域的血液供应。

优选地，膜包括功能层和支持层。然而，这并不排除膜还具有另外的层，例如两个或更多个功能层和/或两个或更多个支持层和/或另外的其他层。此外，膜可以具有例如具有抗血栓形成特性的涂层。这种涂层被设置成使得膜的各个纤维分别用该涂层包覆。

为了确保功能层在血管从植入物所插入到其中的主血管分支的位置处的流通性，在本发明的优选变型中提出，膜的纤维、特别是至少功能层的纤维在交叉点处彼此松散地排列，使得交叉点处的交叉纤维可以相互移动。换句话说，内膜的交叉纤维可以相互滑动，由此使得由纤维限定的孔由于前面解释的压力梯度而能够打开。因此，可以创建流通区域，血液通过该流通区域可以被引导到分支血管中。

可替代地或附加地，膜的纤维、特别是至少功能层的纤维可以是可弹性变形的和/或塑性变形的，以便纤维由于压力梯度而偏移并形成增大的孔，从而在局部实现对于给下游组织区域进行血液供应而言足够的血流进入分支血管，特别是动脉或分支小动脉。

为了实现根据本发明有利的功能，即腔内功能层可以分区段地或者局部地打开以便血液通过或液体通过，功能层具有高柔性是有利的。特别地，功能层的纤维应尽可能是柔性的，以允许导致功能层的孔增大的变形。孔的增大优选无损地进行或者不形成纤维裂纹。就这一点而言，优选的是，功能层的纤维具有特别低的纤维厚度。特别地，纤维厚度可以小于500nm，特别是最大为400nm，特别是最大为300nm，特别是最大为200nm，特别是最大为100nm。相比之下，具有稳定功能的腔外支持层应包括更稳定的纤维。这可以通过以下方式来实现，即支持层的纤维的纤维厚度至少为500nm，特别是至少为750nm，特别是至少为1000nm，特别是至少为1250nm，特别是至少为1500nm。

医用植入物的优选设计也有助于功能层的功能(即，释放血流进入分支血管，同时仍有效地屏蔽动脉瘤免受主血管中的血流的影响)，其中功能层的厚度最大为10μm，特别是小于10μm，特别是最大为8μm，特别是最大为6μm，特别是最大为4μm，特别是最大为2μm。相应地，支持层的厚度至少为3μm，特别是至少为5μm，特别是至少为6μm，特别是至少为7μm，特别是至少为8μm，有助于支持层的稳定功能。

为了能够有效地屏蔽动脉瘤，功能层特别低的孔隙率是有利的。就这一点而言，在本发明的优选变型中提出，功能层的孔隙率小于50％，特别是最大为40％，特别是最大为30％。相比之下，应具有永久血液渗透性的支持层的孔隙率至少为50％，特别是至少为60％，特别是至少为70％，特别是至少为80％，特别是至少为90％。在本申请的范围内，孔隙率被理解为织物的开口面积(即，所有孔的面积之和)与该织物的总面积之间的比值。

特别优选的是医用植入物的变型，其中功能层在100000μm²的面积上包括至少10个孔，该孔的内接圆直径最大为10μm，特别是最大为8μm，特别是最大为6μm，特别是最大为4μm，特别是最大为2μm，特别是最大为1μm。可替代地或附加地，支持层在100000μm²的面积上可以包括至少5个孔，特别是至少10个孔，该孔的内接圆直径至少为10μm，特别是大于10μm，特别是至少为15μm，特别是至少为20μm，特别是至少为25μm，特别是至少为30μm，特别是至少为40μm，特别是至少为50μm，特别是至少为60μm。

在功能层和支持层的不同功能方面，其中，功能层应具有在相应的压力梯度下使血液能够流通的柔性，而支持层应使功能层稳定使得功能层不会脱离支撑结构，功能层的纤维具有比支持层的纤维更小的纤维厚度是有利的。

就这一点也优选的是，功能层或其纤维具有比支持层或其纤维更高的延展性。

功能层的纤维可以由具有比支持层的纤维的材料更低的肖氏硬度的材料形成。特别地，功能层的纤维的材料的肖氏硬度可以最大为90A，特别是最大为80A，特别是最大为70A，特别是最大为60A，特别是最大为50A，以及/或者，支持层的纤维的材料的肖氏硬度可以至少为90A，特别是至少为100A，特别是至少为60D，特别是至少为70D，特别是至少为80D。

膜、特别是功能层和支持层可以具有热塑性聚氨酯。这并不排除功能层和/或支持层分别包括其他塑料材料。然而，在优选变型中提出，功能层和支持层由热塑性聚氨酯形成。功能层或支持层、特别是功能层和支持层或者整个膜也可以由可吸收或可再吸收的材料形成。就这一点而言可以提出，功能层和/或支持层在一定的时间段内由于与血液的接触而溶解，因此在该时间段之后，在血管中仅剩有支撑结构。优选地，可吸收或可再吸收的材料被选择或适配成使得该材料在由功能层屏蔽的动脉瘤萎缩的时间段之后或在该时间段内溶解。换句话说，功能层和/或支持层在动脉瘤未萎缩之前不应溶解。

功能层的纤维也可以形成为同心纤维。这种同心纤维包括纤维芯和纤维外层。纤维芯优选地由比纤维外层更软的材料形成，其中纤维外层的厚度比纤维芯的更小。纤维外层可以具有相对较硬的材料。通过这种方式，通过纤维芯可以实现各个纤维的高柔性，使得由于压力梯度作用于膜，纤维可以很容易变形以打开孔。就这一点而言，纤维芯材料的肖氏硬度可以最大为90A，特别是最大为80A，特别是最大为70A，特别是最大为60A，特别是最大为50A，以及/或者，纤维外层材料的肖氏硬度可以大于90A，特别是至少为100A，特别是至少为60D，特别是至少为70D，特别是至少为80D。相比之下，纤维外层的相对较硬的材料用于实现纤维彼此之间的良好滑动，从而通过纤维位移也可以实现良好的孔增大。

在本发明的优选变型中，膜可以完全围绕支撑结构的周缘(Umfang)延伸。虽然也可以设想，膜仅部分地围绕支撑结构的周缘延伸，例如，以便在分叉动脉瘤的情况下能够使血液从供应血管送入两个分支血管。然而，膜完全围绕支撑结构的周缘延伸的优选变型具有特别的优点。一方面，这种变型的医用植入物的制造在批量生产中是特别容易实现的。另一方面，在周向方向上封闭的膜本身就已经稳定，从而确保膜附着在支撑结构上并且不脱离支撑结构。特别地，支持结构可以特别有效地发挥其稳定功能。

关于支撑结构，可以设想不同的变型。一方面，支撑结构可以是整体地(monolithisch)形成的，其中，网格结构的网格元件形成连接条(Steg)，这些连接条限定网格结构的形成为单元的网格开口。换句话说，支撑结构可以具有从管状初始材料切割而成的网格结构。这例如可以通过激光切割来实现。通过切割管状初始材料产生连接条，这些连接条限定单元。另一方面，支撑结构也可以具有彼此交织的线材，其中，线材形成网格结构的网格单元，并限定网格结构的形成为网眼的网格开口。因此，在这种变型中，支撑结构具有由彼此交织的线材构成的编织物，该编织物形成网格结构。在此，线材在彼此上方和下方交叉，其中，在上方和下方交叉的线材之间形成网眼。支撑结构也可以包括不交叉(WireForming——线材成形)的线材元件或由该线材元件形成。更确切地，线材元件可以布置在一个共同的周向平面上并相互连接，例如通过焊接点连接。也可以通过光刻和溅射方法的组合(例如，物理气相沉积(physical vapor deposition，PVD))、特别是通过磁控溅射来制造支撑结构的整体式设计。

对于根据本发明的医用植入物的应用有利的是，该医用植入物具有良好的弯曲柔性，并且能够从尽可能小的压缩状态很好地扩展到尽可能大的扩展状态。这种扩展优选地可以通过使用相应的超弹性材料(例如，形状记忆合金)来自主进行。就这一点而言，支撑结构可以特别是可自扩展的。植入物也可以具有形状记忆塑料或者由形状记忆塑料构成。

虽然在本发明的优选实施方式中提出，支撑结构的网格元件包括可自扩展的形状记忆合金(如镍钛诺)或由其构成，但也可以设想由可球状扩展的材料(如不锈钢或CoCr合金)制造支撑结构。支撑结构具有特别短的长度和/或应具有特别高的径向力，后者就特别有利。

在弯曲柔性和扩展能力方面，植入物的良好柔性可以通过相应地设定膜的总层厚度与网格元件的高度或支撑结构的壁厚度之间的比值来实现。在特别优选的变型中，膜的厚度是网格元件的高度、特别是连接条或线材的高度的最大40％，特别是最大30％，特别是最大20％，特别是最大10％。

在整体式形成的支撑结构中，网格元件的高度对应于连接条的高度或支撑结构的壁厚度。在由彼此交织的线材形成的支撑结构中，网格元件的高度对应于线材厚度。支撑结构的整体壁厚度与此不同，这是因为线材在某些地方在上方交叉，因此支撑结构的壁厚度是网格元件的高度(即，线材直径)的两倍。在任何情况下提出，膜的总层厚度是有限的，从而保证膜具有高柔性，以便能够很好地跟随支撑结构的弯曲或扩展。

此外，对于植入物的整体柔性有益的是，如优选提出的，网格元件的高度、特别是连接条或线材的高度介于40μm与160μm之间，特别是介于40μm与150μm之间，特别是介于40μm与130μm之间，特别是介于40μm与110μm之间，特别是介于40μm与100μm之间，特别是介于50μm与90μm之间，特别是介于50μm与80μm之间。

一般而言，对于根据本发明的植入物的优选变型可以规定，膜的厚度与网格元件(特别是连接条或线材)的高度之间的比值最大为1/3，特别是最大为1/4，特别是最大为1/5，特别是最大为1/8，特别是最大为1/10，特别是最大为1/12，特别是最大为1/15，特别是最大为1/20。换句话说，网格元件的高度优选为膜整体厚度的2倍至10倍，特别是3倍至8倍，特别是4倍至6倍。

此外，有利的是，植入物在射线检查下清晰可见。这使外科医生易于确定植入物在血管中的位置，并检查膜是否发挥其功能(屏蔽动脉瘤，但同时良好地灌注分支血管或小动脉)。就这一点而言可以提出，植入物至少部分地或局部地设有不透射线的材料。这种材料可以是金、铂或钽及其合金。

例如，在支撑结构的纵向端部处可以布置有射线标记物，例如环圈、线圈或套筒形式的射线标记物。特别地，每个纵向端部都有三个射线标记物是有利的，以便使植入物可识别。还可以附加地或可替代地在支撑结构的中间区域中布置有这样的射线标记物。在支撑结构中也可以编入附加的丝线，这些丝线具有提高的不透射线性。特别地，这样的丝线可以沿着一系列相互齐平的网格元件缠绕在这些网格元件上。这种丝线可以由所谓的DFT线材(drawn filled tube——拉伸填充管)形成。

此外，可以设想的是，至少支撑结构的各个网格元件包括由形状记忆材料(DFT线材)包覆的不透射线的芯材料。同样，至少膜的个别纤维、优选所有的纤维设有不透射线的芯材料和由另一种材料(例如，聚氨酯)制成的包覆体。为了提高不透射线性，不透射线的材料也可以布置在功能层和支持层之间。因此，在功能层和支持层之间例如可以布置有至少一个不透射线的无纺布或至少一个不透射线的条带。最后，借助溅射技术(特别是通过磁控溅射)也可以将不透射线的材料(特别是钽、铌、铂或金)施加到支撑结构上或者集成到其中。纤维也可以由与不透射线的材料混合的塑料形成。例如，塑料可以与至少20％的硫酸钡混合，使得膜至少在射线静止图像中是可见的。

在本发明的另一实施方式中提出，植入物设有抗血栓形成涂层，使得膜的每根纤维都被该涂层包覆。这种涂层的优点在于，由于膜的纤维的运动而形成的膜的孔保持开放，而不因血小板的堆积而封闭。

优选地，涂层的层厚度最大为10nm。涂层可以包括纤维蛋白和/或肝素。特别地，涂层可以具有与纤维蛋白共价结合的肝素。这种涂层在可参考的本申请人的DE 10 2018 110591 A1中描述，其中提及了涂层的组成。

一般而言，这里描述的膜不仅(作为根据本发明的植入物的一部分)可以用于治疗动脉瘤，而且还可以用于其他脑血管疾病应用。对此的一个示例是动脉-静脉畸形(所谓的AVM)和动脉-静脉瘘的治疗。在此，可以设定膜的孔隙率和柔性，使得动脉-静脉短路仍然为静脉供应血液，但流入的血液并因此在静脉中积累的压力不再导致静脉破裂。

膜整体上可以通过电纺工艺制造而成。例如，功能层和支持层可以通过电纺彼此独立地制造，然后在支撑结构上组合在一起。电纺功能层和电纺支持层的非织造(Vlies-artig)结构将这两个层结合起来形成均匀的膜，这是因为支持层的纤维通过电纺直接施加到功能层的纤维上，并因此与其由材料决定地连接。用于制造功能层和支持层的工艺参数和/或材料不同，以反映功能层和支持层的不同功能。然而，功能层和支持层也可以在一个共同的制造步骤中生产。为此，可以使用电纺工艺，在该电纺工艺中，不同的材料同时沉积，从而直接生成膜，该膜一方面具有功能层的功能，另一方面具有支持层的功能。通常期望膜整体上的厚度以及功能层和支持层的厚度在膜的长度上基本上是恒定的。然而，在膜的长度上改变上述厚度也是有意义的。

在本发明的优选改进方案中提出，功能层在网格开口的区域中具有穿孔(Perforation)。穿孔可以特别地具有孔洞(Loch)、直缝、弯缝和/或T形缝。穿孔在功能层中产生开口，在支撑结构的内部贯通通道中的液体压力与支持层外的液体压力之间有压力差的情况下，这些开口有利于功能层的局部打开。布置在功能层上的支持层限制打开过程，使得开口或者穿孔无法扩大得过多。这可以确保即使在压力梯度较低的情况下也能实现打开。在此，穿孔优选地被设计成在受到通常存在于主血管和分支血管或穿支血管之间的压力梯度的区域中实现功能层的局部打开。特别地，穿孔被设定成使得在存在较低压力梯度(例如，通常在主血管和动脉瘤之间形成的压力梯度)的区域中，功能层不打开。然而，应实现功能层的局部打开以便使血液流入穿支血管。

穿孔可以通过对膜、特别是功能层进行激光加工和/或通过溶剂喷涂制造而成。

在激光加工中，功能层可以特别地借助于UV激光器或者飞秒或皮秒红外激光器设有穿孔图案。特别地将孔洞、直缝或者切口、鳃状(kiemenartig)的弯缝和/或T形缝或切口视为穿孔图案。穿孔在膜的较大区域上的图案化分布通常是优选的。因此，在插入植入物时确保在任何被覆盖的侧支血管前都有穿孔，从而使液体能够通过膜进入侧支血管。

在溶剂喷涂中，会产生由一定大小的溶剂或溶剂-聚合物混合物的微液滴组成的雾。当雾撞击功能层时，功能层的纤维被溶解，从而在功能层中形成孔洞。

此外可设想的是，在制造膜、特别是功能层的过程中，通过掩模(Maskierung)来产生穿孔。因此，功能层可以被遮掩，使得在通过喷涂工艺形成功能层时创建穿孔图案或使穿孔图案敞开。这种制造变型特别适于形成孔洞作为穿孔图案。

优选地，根据本发明的医用植入物可以通过具有以下步骤的方法制造：

a.提供支撑结构；

b.将功能层施加到支撑结构上；

c.通过激光切割工艺或通过溶剂喷涂对功能层进行穿孔；以及

d.将支持层施加到功能层上。

作为借助于激光切割工艺或借助于溶剂喷涂形成穿孔的可替代方案，功能层也可以通过在施加功能层时留出各个区域来设置穿孔。例如，这可以通过掩膜来实现，掩膜在喷涂功能层之前被置于支撑结构上，并在喷涂功能层之后其被再次移除。

所描述的方法能够实现简单且有效地制造具有智能膜的植入物，该智能膜由于相应高的压力梯度而可以局部地打开以便使液体能够通过。

此外可以提出，在支撑结构和功能层之间布置有另外的支持层。另外的支持层的纤维的纤维厚度可以大于功能层的纤维的纤维厚度。此外，支持层的纤维的密度可以小于功能层的纤维的密度。

下面将基于实施例并参考所附的示意图对本发明进行更详细的阐述。在附图中：

图1示出了血管系统的一部分，在血管系统中插入了根据本发明的医用植入物；

图2示出了根据图1的植入物在覆盖动脉瘤时的细节部分；

图3示出了根据图1的植入物在覆盖分支血管时的细节部分；以及

图4至图7分别示出了根据优选实施例的根据本发明的医用植入物的侧视图，其中功能层分别具有不同的穿孔。

图1示出了具有主血管MV和从主血管MV分支的三个侧支血管BV1、BV2、BV3的血管系统的一部分。主血管MV还具有位于第二侧支血管BV2和第三侧支血管BV3之间的动脉瘤AN。特别地，动脉瘤位于第三侧支血管BV3附近。

根据本发明的医用植入物用于治疗动脉瘤AN。该医用植入物包括支撑结构1，支撑结构1由网格结构10形成，网格结构10由网格元件构成。网格元件可以是彼此一体连接并因此形成网格结构10的连接条12。在此，连接条12限定网格结构10的单元13。可替代地，网格结构10也可以由彼此交织的线材形成。为了在将植入物插入到血管系统或主血管MV中时使网格结构10或者支撑结构1在射线检查下可见，在网格结构10的纵向端部处分别设置有射线标记物11。优选地，在网格结构10的每个纵向端部处都布置有多个射线标记物11，这些射线标记物11在网格结构10的周向方向上以规则的间隔定位。

植入物还具有膜2，该膜2包括腔内功能层4和腔外支持层3。优选地，功能层4和支持层3完全重叠，因此它们在网格结构10的纵向方向上具有相同的长度。然而优选地，支持层3至少在纵向端部处超过功能层4，优选超过几毫米。如图1中可见，网格结构10可以比膜2长。

植入物以如下方式布置在主血管MV中，即植入物(特别是膜2)完全覆盖动脉瘤AN的颈部。此外，在动脉瘤AN中也可以布置栓塞介质30。具体地，医用植入物可以单独提供或与栓塞介质30一起成套提供。栓塞介质30例如可以是凝胶。可替代地，栓塞介质30也可以由线圈(即，无序缠绕的微线材)形成。在将植入物插入到主血管MV中之后，可以将栓塞介质30置入动脉瘤AN中。例如，可以通过微导管将线圈穿过膜2送入到动脉瘤中。在此，膜2或其纤维是柔性的，因此微导管可以扩大膜2的孔，并从而可以开辟进入动脉瘤AN的路径。

在图1中还可以看出，膜2不仅横跨过动脉瘤AN，而且还横跨过第二侧支血管BV2和第三侧支血管BV3。这就是膜2的特殊功能所在。膜2包括腔外支持层3，该腔外支持层3具有比腔内功能层4更大的孔隙率。在此，支持层3是多孔的，使得支持层具有永久的血液渗透性。相比之下，功能层4基本上具有较低的血液渗透性，特别是半渗透性，并且主要是要比支持层3的血液渗透性更低。然而，功能层4同时是柔性的，使得当施加相应的力时，功能层4变得具有血液渗透性或更强的血液渗透性。这种所需的力可以通过在主血管MV中的血压与侧支血管BV1、BV2、BV3之一中的下降血压之间出现的压力梯度来产生。

由于功能层最初减少了进入侧支血管BV1、BV2、BV3的血流，因此在主血管MV和相应的侧支血管BV1、BV2、BV3中的血压之间产生了压力落差或者更强的压力落差。这个压力落差或者压力梯度产生一个高到足以扩大功能层4的孔的力。这是通过以下方式实现的：功能层4的丝线弹性和/或塑性变形和/或相互滑动，使得功能层4仅在分支血管的区域(即，局部地在进入相应的侧支血管BV1、BV2、BV3的开口的区域)变得具有血液渗透性或更强的血液渗透性。就这方面而言，膜2是“智能的”，因为它只在主血管MV中的血压和外膜50外的压力之间的压力梯度足够高的位置处提供血液流动。该阈值在局部地覆盖从主血管MV分支出来的侧支血管BV1、BV2、BV3的膜2的位置处经常被超过。在膜2的横跨过从主血管MV开口的动脉瘤AN的位置处，不超过压力阈值，即主血管MV中的血压与动脉瘤AN内的压力之间的压力梯度没有大到足以扩大功能层4的孔。因此，动脉瘤AN保持与血流的屏蔽，使得留在动脉瘤AN中的血液在短时间内凝结，从而使动脉瘤AN萎缩。

如果如根据图1的实施例中提出的那样，在动脉瘤中另外布置有栓塞介质30，则基本上具有稳定功能的支持层3也具有使栓塞介质30保持在动脉瘤AN中的效果，即栓塞介质30不会移动回到主血管MV中。这附加地确保了动脉瘤AN迅速萎缩。

图2和图3分别示出了具有支撑结构1和膜2的植入物的一部分。支撑结构1由网格结构10形成，其中图2和图3中分别示出了网格结构的一些连接条12。连接条12形成网格结构10的单元13。在所示的实施例中，连接条12是彼此整体地连接的。因此，网格结构10是一体形成的。然而，网格结构10也可以由彼此交织或编织的线材形成。

膜2横跨过单元13。膜2包括至少两个层，这些层分别由电纺丝线形成。这些层的丝线的厚度和密度不同。

具体地，膜2具有支持层3，支持层3的丝线密度相对较低，丝线厚度相对较高。因此，支持层3不同于功能层4，功能层的丝线的丝线厚度较小。此外，功能层4的丝线的密度高于支持层3的丝线的密度。换句话说，支持层3和功能层4分别具有由丝线限定的孔5，在支持层3中的孔大于在功能层4中的孔。这在任何情况下都适用于植入物的静息状态，即没有外力作用。

功能层4的任务是阻碍或至少减慢通过膜2的血流。在这方面，功能层4起到偏流器的作用，即，使血流沿其表面偏转。由于丝线厚度较小，因此功能层是相对柔性的。支持层3使功能层4稳定并防止功能层4在径向方向上凸起，或者使功能层4紧贴在支撑结构1上。

图2示出了使血流偏转的原理。在单元13上延伸的膜2横跨过动脉瘤AN。在动脉瘤AN和植入物所插入的主血管MV之间几乎没有明显的压力梯度，因此功能层4基本上保持其静息状态。因此，功能层4的孔径尺寸较小，使得血流主要沿着功能层4被引导并且基本上不会进入动脉瘤AN。因此，动脉瘤AN在很大程度上与主血管MV中的血流分离，并且可以通过使留在动脉瘤AN中的血液凝结而萎缩。然而，少量的血流可能通过膜的孔流入到动脉瘤中，因此动脉瘤中的凝结过程和固体血栓的形成不会中断。

图3示出了功能层4横跨过分支血管(例如，第二侧支血管BV2)时的功能。由于主血管MV和第二侧支血管BV2之间的压力差，功能层4的丝线偏转或者局部变形。由此，功能层4的孔在第二侧支血管BV2的口部区域中增大。相比之下，支持层3的丝线更稳定，并在很大程度上保持就位。然而，支持层3的孔本就足够大到允许血流通过支持层3。因此，功能层4的孔在第二侧支血管BV2的口部区域扩张就足以能够实现从主血管MV到第二侧支血管BV2的充足血流。

在图4至图7中，示出了医用植入物的功能层4配备有穿孔14的各种实施例。为清楚起见，在图4至图7中未示出支持层3。

具体地，图4至图7分别示出了支架，该支架具有构造成网格结构10的支撑结构1。网格结构10包括多个一体联接的连接条12，这些连接条12限定单元13。在网格结构10的纵向端部处布置有射线标记物11。在网格结构10的中间区域中，膜2设置有功能层4。膜2在网格结构10的整个周缘上延伸并完全覆盖单元13。膜2与网格结构10的连接条12连接。

图4至图7中所示的功能层4具有穿孔14。穿孔14优选地以一种图案分布式地布置在功能层4上。特别地，穿孔14位于支撑结构1的网格开口或单元13的区域中。关于穿孔14的图案排列，根据图4至图7的实施例存在相似之处。因此，在所示的实施例中提出，在靠近功能层4的纵向端部布置的单元13中的穿孔14的密度高于在功能层4的中间区域的单元13中的穿孔14的密度。当植入物定位在动脉瘤AN的区域中时，应确保进入动脉瘤AN的血流在一定程度上中断。因此，功能层4在动脉瘤AN的区域中局部打开是不期望的。通常，植入物被定位成使得植入物(特别是功能层4)的中间区域位于动脉瘤AN的区域中。然而，由于在该区域中存在穿孔14(尽管密度较低)，动脉瘤AN对面的分支的侧支血管BV1、BV2、BV3仍然可以得到良好的营养物质供应，这是因为穿孔14允许功能层4打开。在功能层4的边缘区域中，覆盖侧支血管BV1、BV2、BV3的概率较高。在此处设置的穿孔14具有更大的渗透性。

实施例4至7的区别在于功能层4的穿孔14的类型。因此，图4示出了一实施例，其中功能层4具有由孔洞14a形成的穿孔14。孔洞14a基本上位于功能层4的覆盖网格开口或者单元13的区域中。布置在功能层4的纵向端部处的单元13中的孔洞14a的数量大于在功能层4的中间区域中的孔洞14a的数量。

在根据图5的实施例中，穿孔14由平行于网格结构10的纵向轴线延伸的直缝14b形成。直缝14b的其他取向是可行的。特别地，直缝14b可以相对于植入物的投射到植入物的壁平面的纵向轴线以0°和180°之间的角度排列。

在根据图5的实施例中，缝14b的长度适配于在网格结构10的纵向方向上相邻的连接条12之间的可用空间，因此缝14b具有不同的长度。在网格结构10的周向方向上的缝14b的间距也不同，其中在功能层4的边缘区域中设置的间距比在功能层4的中间区域中的间距要小。

根据图6的实施例示出了具有以下功能层4的植入物，该功能层4具有由弯缝14c形成的穿孔14。弯缝14c基本上在网格结构10的周向方向上延伸。在功能层4的边缘区域中，在每个单元13中都布置有两个弯缝14c，其中，在功能层4的中间区域中，给每个单元13分配一个弯缝14c。穿孔14的其他数量和分布是可行的。

优选地，弯缝14c在同一方向上取向，特别是在血液的流动方向上取向。换句话说，根据图6，植入物优选地被放置在血管中，使得血液从弯缝14c的纵向端部流至其弯曲的顶点。因此，在根据图6的图示中，血液从网格结构10的左端流向网格结构10的右端。就这一点而言，弯缝14c在功能层4中形成鳃状开口。

一般来说，在设置有穿孔14的所有实施例中，支持层3具有针对穿孔14打开的约束功能。特别是在开口的鳃状实施方式中，穿孔通过功能层4的一部分偏转而打开。这种偏转受到支持层3的限制，支持层3在这方面具有针对穿孔14的阀式打开的约束功能。因此，支持层3的约束功能和功能层4的穿孔14彼此协调，使得仅当膜2的内侧和膜2的外侧之间存在预定的压力梯度时，穿孔14才打开。

图7示出了以下实施例，其中功能层4的穿孔14由T形缝14d形成。同样，在该实施例中，在功能层4的边缘区域中，每个单元13设置了比在功能层4的中间区域中更多的T形缝14d。优选地，T形缝14d在同一方向上取向。特别地，每个T形缝14d包括主干缝14d’和横缝14d”，其中，主干缝14d’平行于网格结构10的纵向轴线延伸，而横缝14d”垂直于该纵向轴线延伸。横缝14d”连接到主干缝14d’的远侧纵向端部。植入物优选地放置在血管中，使得血液从主干缝14d’的近端流向横缝14d”。

参考标记列表

1 支撑结构

2 膜

3 支持层

4 功能层

5 孔

10 网格结构

11 射线标记物

12 连接条

13 单元

14 穿孔

14a 孔洞

14b 直缝

14c 弯缝

14d T形缝

14d’ 主干缝

14d” 横缝

30 栓塞介质

AN 动脉瘤

BV1 第一侧支血管

BV2 第二侧支血管

BV3 第三侧支血管

MV 主血管。

Claims (18)

1.一种用于治疗动脉瘤的医用植入物，所述医用植入物具有支撑结构(1)，所述支撑结构具有由网格元件构成的可压缩且可扩展的网格结构(10)，所述网格元件限定网格开口，其中，所述网格结构(10)至少部分地用由纤维构成的膜(2)、特别是电纺膜覆盖，所述膜包括至少一个腔内功能层(4)和至少一个腔外支持层(3)，所述功能层和所述支持层分别具有孔，其中所述功能层(4)的孔隙率小于所述支持层(3)的孔隙率，

其特征在于，

所述膜(2)被配置成使得至少所述功能层(4)的孔由于在所述支撑结构(1)的内部贯通通道中的液体压力和所述支持层(3)外的液体压力之间出现的压力梯度而打开，以提高通过所述膜(2)的液体流量。

2.根据权利要求1所述的医用植入物，其特征在于，所述膜(2)的纤维、特别是所述腔内功能层(4)的纤维在交叉点处彼此松散地排列，使得在所述交叉点处的交叉纤维能够相互移动，以及/或者，至少所述膜(2)的功能层(4)的纤维是可弹性变形的和/或可塑性变形的。

3.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述膜(2)的功能层(4)的纤维的纤维厚度小于500nm，特别是最大为400nm，特别是最大为300nm，特别是最大为200nm，特别是最大为100nm，以及/或者，所述膜(2)的支持层(3)的纤维的纤维厚度至少为500nm，特别是至少为750nm，特别是至少为1000nm，特别是至少为1250nm，特别是至少为1500nm。

4.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述膜(2)的功能层(4)的厚度最大为10μm，特别是小于10μm，特别是最大为8μm，特别是最大为6μm，特别是最大为4μm，特别是最大为2μm，以及/或者，所述膜(2)的支持层(3)的厚度至少为3μm，特别是至少为5μm，特别是至少为6μm，特别是至少为7μm，特别是至少为8μm。

5.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述膜(2)的功能层(4)的孔隙率小于50％，特别是最大为40％，特别是最大为30％，以及/或者，所述膜(2)的支持层(3)的孔隙率至少为50％，特别是至少为60％，特别是至少为70％，特别是至少为80％，特别是至少为90％。

6.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述膜(2)的功能层(4)在100000μm²的面积上包括至少10个孔，该孔的内接圆直径最大10为μm，特别是最大为8μm，特别是最大为6μm，特别是最大为4μm，特别是最大为2μm，特别是最大为1μm，以及/或者，所述膜(2)的支持层(3)在100000μm²的面积上包括至少5个孔，该孔的内接圆直径至少为10μm，特别是大于10μm，特别是至少为15μm，特别是至少为20μm，特别是至少为25μm，特别是至少为30μm，特别是至少为40μm，特别是至少为50μm，特别是至少为60μm。

7.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述功能层(4)的纤维具有比所述支持层(3)的纤维更小的纤维厚度，以及/或者，所述功能层(4)的纤维具有比所述支持层(3)更高的延展性。

8.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述功能层(4)的纤维由具有比所述支持层(3)的纤维的材料更低的肖氏硬度的材料形成，特别地其中，所述功能层(4)的纤维的材料的肖氏硬度最大为90A，特别是最大为80A，特别是最大为70A，特别是最大为60A，特别是最大为50A，以及/或者，所述支持层(3)的纤维的材料的肖氏硬度至少为90A，特别是至少为100A，特别是至少为60D，特别是至少为70D，特别是至少为80D。

9.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述膜(2)具有热塑性聚氨酯或由热塑性聚氨酯形成，特别地所述功能层(4)和所述支持层(3)分别具有热塑性聚氨酯或由热塑性聚氨酯形成。

10.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述膜(2)完全围绕所述支撑结构(1)的周缘延伸。

11.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述支撑结构(1)是整体地形成的，其中，所述网格结构(10)的网格单元形成连接条(12)，所述连接条限定所述网格结构(10)的形成为单元(13)的网格开口。

12.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述支撑结构(1)具有彼此交织的线材，其中所述线材形成所述网格结构(10)的网格元件并限定所述网格结构(10)的形成为网眼的网格开口。

13.根据权利要求12所述的医用植入物，其特征在于，所述膜(2)的总层厚度为所述网格元件的高度、特别是所述连接条(12)或所述线材的高度的最大40％，特别是最大30％，特别是最大20％，特别是最大10％。

14.根据权利要求12或13所述的医用植入物，其特征在于，所述网格元件的高度、特别是所述连接条(12)或所述线材的高度介于40μm与160μm之间，特别是介于40μm与150μm之间，特别是介于40μm与130μm之间，特别是介于40μm与110μm之间，特别是介于40μm与100μm之间，特别是介于50μm与90μm之间，特别是介于50μm与80μm之间。

15.根据权利要求12至14中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述膜(2)的厚度与所述网格元件的高度、特别是所述连接条(12)或所述线材的高度之间的比值最大为1/3，特别是最大为1/4，特别是最大为1/5，特别是最大为1/8，特别是最大为1/10，特别是最大为1/12，特别是最大为1/15，特别是最大为1/20。

16.根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物，其特征在于，所述功能层(4)在网格开口的区域中具有穿孔。

17.根据权利要求16所述的医用植入物，其特征在于，所述穿孔由孔洞(14a)、直缝(14b)、弯缝(14c)和/或T形缝(14d)形成。

18.一种用于制造根据前述权利要求中任一项所述的医用植入物的方法，所述方法包括以下步骤：

a.提供所述支撑结构(1)；

b.将所述功能层(4)施加到所述支撑结构上；

c.通过激光切割工艺或通过溶剂喷涂对所述功能层(4)进行穿孔；以及

d.将所述支持层(3)施加到所述功能层(4)上。