DE10113659A1 - Material für medizinische Stents und Einrichtung zum induktiven intrakorporalen Erwärmen dieser Stents - Google Patents

Abstract

Stents werden in Gefäßen eingesetzt, um Stenosen aufzuweiten und zu schienen. Zur Therapie einer Restenosierung ist es bekannt, den Stent induktiv auf eine solche Temperatur zu erwärmen, dass wuchernde Gewebezellen absterben. Bekannte Induktionserwärmungsanlagen sind außerordentlich aufwendig und erfordern eine aufwendige Temperaturregelung für den Stent. DOLLAR A Es wird daher ein neuer metallischer Stent vorgeschlagen, der aus einer Metalllegierung besteht, die eine relative magnetische Permeabilität von größer 100 besitzt und eine Curietemperatur aufweist, die in der Größenordnung liegt, unter der noch eine weitere Instent-Restonesierung behindert oder therapiert wird und über der eine Schädigung des Gefäßes auftritt. DOLLAR A Die Einrichtung besitzt eine spezielle Induktionsspule (6), die in einem bestimmten Abstand zum Lebewesen angeordnet ist.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf einen metallischen Stent nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 und eine Einrichtung zur Erwärmung des Stents nach dem Oberbegriff des Anspruchs 10.

Stents sind in der Medizin als innere Gefäßstützen seit langem bekannt. Das Ziel der induktiven Erwärmung des Stents ist die Eindämmung der Instent- Restenose.

Stents sind Implantate aus Metall oder Kunststoff, die in Gefäße eingesetzt werden, um Gefäßverschlüsse oder Gefäßverengungen, sogenannte Stenosen, aufzuweiten und zu schienen. Dementsprechend besitzen die Stents eine zylindrische Grundform und bestehen aus einem gitterförmigen Material in den unterschiedlichsten Strukturen und Materialstärken. Dabei sind die Stents in ihren Abmessungen, in der Materialauswahl und in ihrer Gitterstruktur bzw. ihrem Drahtgeflecht so ausgelegt, dass sie einerseits nachgiebig sind und andererseits bei jeder Gefäßbelastung eine stützende Wirkung auf das Gefäß ausüben. Als Material kommen in der Regel nichtoxydierende Stahllegierungen mit oder ohne Mantel z. B. aus Gold zur Anwendung. Ein solcher Stent wird über einen Katheder in ein Gefäß eingeschoben und vor Ort unter Druck mittels eines Ballons in seine endgültige Form gebracht, so dass er sich an die Gefäßwand anlegt.

Durch arteriosklerolische Vorgänge, sogenannte In-Stent-Restenosierung, wachsen diese Stents mit der Zeit wieder zu, sodass in zeitlich wiederkehrenden Abständen eine erneute Stenosebehandlung notwendig wird. Zur Therapie dieser Restenosierung ist es bekannt, radioaktive präparierte Katheder in die Gefäße einzubringen, durch die das stenosierende Gewebe abgetötet wird. Der Körper selbst baut die gestorbenen Zellen wieder ab. Diese Methode der Brachytherapie ist risiko- und nebenwirkungsbehaftet.

Alls der DE 295 19 982.2 ist nun eine Induktionserwärmungsanlage mil einem Generator und einer Induktionsspule bekannt geworden, mil der elektrische Energie in magnetische Energie umgewandelt wird. Diese magnetische Energie wird auf ein im menschlichen Körper befindliches metallisches Implantat, zum Beispiel einen Stent ausgerichtet, in dem der menschliche Körper in die entsprechend groß ausgelegte Induktionsspule geschoben und dabei das Implantat innerhalb und in die axiale Mitte der Induktionsspule positioniert wird. Das metallische Implantat nimmt die magnetische Energie auf, wandelt sie auf Grund ihrer spezifischen Eigenschaften in Wärmenergie um und gibt die Wärmeenergie an ihr Umfeld wieder ab. So werden die im Umfeld des Implantats wuchernden Gewebezellen bis auf eine vernichtende Temperatur erwärmt.

Diese Induktionserwärmungsanlage lässt mil normal technischem Aufwand nur eine sehr geringe Erwärmung der Stents zu. Das ist aber bei weitem nicht ausreichend, da bekanntermaßen zum Abtöten von Gewebezellen Temperaturen zwischen 42°C und 55°C erforderlich sind. Um eine solche Temperatur zu erzeugen, muss auf Grund der Grüße der Induktionsschleife und der Materialbeschaffenheit des Stents eine elektrische Energie in einer Größenordnung aufgebracht werden, die mit herkömmlichen Generatoren nur mil hohem Aufwand zu verwirklichen ist. Spezielle Generatoren sind aber unangemessen groß, teuer und schwer zu handhaben und schränken das Einsatzgebiet stark ein. Obendrein führen für den medizinischen Alltag Generatoren mit Leistungen von mehr als 10 kW zu hohen Sicherheitsaufwendungen.

Ein weiterer Nachteil ergibt sich dadurch, dass die magnetischen Kräfte auf Grund der Stellung der Induktionsspule den menschlichen Körper in seiner Längsrichtung durchdringen und daher in der Regel auch nur in Längsrichtung auf die zylindrischen Stents auftreffen. Der Stent bietet den magnetischen Kräften damit auf Grund seiner kleineren Angriffsfläche einen geringeren Widerstand an, nimmt daher weniger magnetische Energie auf und produziert so auch weniger Wärmeenergie. Entweder reicht die so erzeugte Temperatur nicht mehr aus oder die elektrische Ausgangsenergie muss noch weiter erhöht werden, was aus den bereits ausgeführten Gründen technisch nicht möglich ist.

Ein weiterer Nachteil dieser Induktionserwärmungsanlage besteht darin, dass keine Möglichkeit der Messung der aktuellen Temperatur am Stent besteht. Eine Temperaturregelung ist jedoch zum Schutz des Patienten unabdingbar.

Eine ähnliche Anlage und Methode zur Erwärmung eines Stents in einem menschlichen Körper wird in der EP 1 036 574 A1 beschrieben. Diese Anlage besitzt einen zusätzlichen Hochfrequenz-Oszillator und eine Röhrenkammer, die zwischen dem Generator und der Induktionsspule angeordnet sind. Die Röhrenkammer soll die elektrische Ausgangsleistung erhöhen und der Hochfrequenz-Oszillator eilen in seiner Richtung wechselnden Magnetstrom erzeugen.

Mit diesen zusätzlichen Elementen wird zwar ein höheres magnetisches Feld und damit eine höhere Heizleistung am Stent erzeugt. Die Erwärmung ist aber immer noch zu gering, da nur die Hystereseverluste im metallischen Körper genutzt werden. Der damit verbundene technische Aufwand ist unvertretbar hoch und steht in keinem Verhältnis zum angestrebten Zweck. Des weiteren ist die Induktionsspule in ihrem Durchmesser so groß ausgeführt, dass sie ein Lebewesen umgreifen kann, was aber wieder eine nicht vertretbare hohe elektrische Versorgungsleistung erfordert.

In einem alternativen Lösungsvorschlag dieser EP 1 036 574 A1 ist die Induktionsspule auch kleiner ausgelegt und seitlich zum menschlichen Körper positioniert. Mit der Verkleinerung der Induktionsspule kann einerseits der Bedarf an elektrische Energie verringert werden, andererseits wird aber wieder eine erhöhte elektrische Energie erforderlich, da sich der Stent in dieser relativen Lage außerhalb der Spule und damit in einem nicht mehr sehr aktiven Magnetfeldbereich der Induktionsspule befindet. Also wird damit wieder zusätzliche elektrische Energie notwendig, die vom Generator mit vertretbaren Mitteln nicht aufgebracht werden kann. Auch bei dieser Anlage ist keine Temperaturbegrenzung des Stent möglich.

Es besteht daher die Aufgabe, einen gattungsgemäßen Stent zu entwickeln, der unter Beibehaltung aller technischen Merkmale das Verhältnis zwischen der zugeführten elektromagnetische Energie und der vom Stent umgesetzten Wärmeenergie verbessert und es besteht weiterhin die Aufgabe, den Wirkungsgrad einer gattungsgemäßen Einrichtung zum Erwärmen des neuen Stents zu erhöhen. Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, durch Änderung des Materials und Nutzung des Curie-Effektes einen sich selbst regelnden Temperaturprozess zu erhalten.

Die Aufgabe zur Entwicklung eines neuen Stents wird durch die kennzeichnenden Merkmale des Anspruches 1 gelöst. Zweckmäßige Ausgestaltungen ergeben sich aus den Unteransprüchen.

Die Aufgabe zur Entwicklung einer speziellen Einrichtung zur Erwärmung des neuen Stents wird durch die kennzeichnenden Merkmale des Anspruchs 10 gelöst, wobei sich weiterbildende Merkmale dazu aus dem Unteranspruch 11 ergeben.

Der neue Stent und die neue Einrichtung zum Erwärmen eines Stents beseitigen die genannten Nachteile des Standes der Technik. Der besondere Vorteil des neuen Stents besteht in der Hauptsache darin, ein Material zu verwenden, dass ein erhöhtes Aufnahmevermögen für die elektromagnetische Feldstärke besitzt, welches eine hohe magnetische Permeabilität voraussetzt. Dazu wird ein weiterer Effekt genutzt, in dem die Erwärmung des Stents mittels der auftretenden Wirbelstromverluste erfolgt. Dabei werden die Wirbelströme durch eine richtige Wahl des Materials und des Aufbaus des Stents soweit verstärkt, dass es mit geringen technischem Aufwand zu einer erheblich größeren Wärmeaufnahme kommt.

Steigt man mit der Frequenz des induzierten H-Feldes über einen charakteristischen und materialspezifischen Wert f_w, überwiegen die Wirbelströme die anderen Effekte.

Hierbei ist p der spezifische Widerstand des Materials und µ das Produkt der Permeabilität und der relativen Permeabililät. D bezeichnet die Dicke des Materials. Bei hohen Permeabilitäten liegt die Frequenz typischerweise weit unter den üblicherweise genutzten Generatorfrequenzen.

Das alles verringert den Bedarf an elektrischer Ausgangsleistung und damit den technischen Aufwand für die elektrische Versorgungseinrichtung. Dabei ist es besonders vorteilhaft, wenn die Metall-Legierung eine Permeabilität von über 100 besitzt. Vorzugsweise sollte die Permeabilität einige 1000 betragen. Als Metall- Legierung kommen in erster Linie eine Nickel-Eisen-Legierung, aber auch Legierungen aus Nickel-Kupfer, Nickel-Palladium, Palladium-Kobalt und Nickel-Silizium zur Anwendung.

Ein weiterer wesentlicher Vorteil tritt auch dadurch ein, dass diese Metall-Legierung eine Curietemperatur besitzt, die dafür sorgt, dass der Stent auf einer Temperatur gehalten wird, bei der Gewebewucherungen abgetötet werden. Dieser Curiepunkt des Materials kann mit Hilfe der Zusammensetzung der Legierung auf z. B. Temperaturen zwischen 40°C und 60° C, vorzugsweise zwischen 42°C und 45°C eingestellt werden. Eine weitere Temperaturerhöhung am Stent tritt bei erreichen dieser Curie-Temperatur nicht ein. Die Curietemperatur ist damit die maximale Begrenzungstemperatur und verbietet die Überhitzung des Stents. Dadurch kann auf eine Einrichtung zur Überwachung der Temperatur verzichtet werden und die Einrichtung zur Erwärmung des Stents kann einfach und kostengünstig ausgeführt werden.

Von Vorteil ist auch, wenn der Stent mit einem hoch elektrisch leitfähigen Material ummantelt ist, was eine verbesserte Temperaturverteilung zur Folge hat. Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass der Mantel korrosionsbeständig ist. Es ist auch zweckmäßig, die zur Gefäßwand zeigende Außenseite des zylindrischen Körpers mit einem schlecht wärmeleitfähigen Material zu beschichten, damit die im Stent durch Induktion entstandene Wärme zur Stentinnenseite fließt und vorzugsweise dort die In-Stent- Restenose abbauen hilft.

Die Eilrichtung zur Erwärmung eines Stents in einem Lebewesen zeichnet sich insbesondere durch eine optimal ausgeführte Induktionssendespule aus, die einerseits einen geringen Durchmesser und andererseits eine relativ große Austrittslänge des Magnetfeldes besitzt.

Besonders zweckmäßig ist es, wenn die Induktionsspule fünf Windungen und einen Durchmesser von 30 cm besitzt.

Die beiden Erfindungen sollen nachfolgend näher erläutert werden.

Dazu zeigen

Fig. 1 bis 7 Numerische Simulationen eines Stents

Fig. 8 Einrichtung zum Erwärmen eines Stents.

Ein Stent hat bekanntermaßen die Aufgabe, ein Verschluss oder eine Verengung in einem Blutgefäß aufzuweiten und offen zuhalten, damit wieder eine einwandfreie Durchblutung gewährleistet ist. Dieser Stent besteht aus einem zylindrischen Körper, der aus einem Geflecht eines Drahtes hergestellt oder aus einem Röhrchen geschnitten ist. Dazu weist der zylindrische Körper einen Durchmesser im expandierten Zustand von 1 bis 14 mm (1 bis 4 mm für kardiovaskuläre Stents, 4 bis 8 mm für periphervaskuläre Stents, 10 bis 14 mm für Aorla-Stents) auf und besitzt je nach der zu behandelnden Gefäßbeschädigung eine Länge von 10 und 100 mm. Die Wandstärker des Stent liegt in einem Bereich von etwa 0,3 bis 1,2 mm.

Das Material eines gut induktiv erwärmbaren Stents ist z. B. eine Nickel-Eisen- Legierung. Die Anteile der Legierungsbestandteile sind so gewählt, dass die relative Permeabilität der Nickel-Eisen-Legierung bei etwa 100 000 und die Curietemperatur bei etwa 50°C bis 55°C liegt. Mil der relativen Permeabilität ist das Vermögen der Legierung definiert, optimal magnetische Feldenergie aufzunehmen, während die Curietemperatur Tc die Umwandlungstemperatur angibt, oberhalb der die spontane Magnetisierung verschwindet. Sie trennt die ungeordnete paramagnetische Phase bei T < Tc von der geordneten ferromagnetischen Phase bei T < Tc.

Ein Stent aus dieser Legierung kann mit einem Goldmantel oder einer anderen Beschichtung überzogen, damit die Gesamtanordnung korrosionsbeständig und hochleitfähig wird.

Die Abmessungen des zylindrischen Körpers, die Gestaltung des Schnittdesigns und die Wandstärke sind obendrein so veranschlagt, dass sich der Stent zum Zwecke der invasiven Einführung durch die Gefäße weitestgehend radial zusammendrücken lässt und am Platzierungsort expandierbar ist und andererseits so eine Stabilität besitzt, um dem Blutgefäß eine ausreichende Stabilität zu geben.

Bei der Simulation eines Stents mit einem Kern und einer wärmeleitfähigen Goldschicht gemäß der Fig. 1 bis 7 wurden die folgenden Annahmen getroffen. Der Goldmantel wurde bis zu einer Stärke von 5 µm in 0.5 µm Schritten variiert. Die Frequenz reicht von 100 kHz bis 1 MHz. Die relative magnetische Permeabilität von 1 bis 2000. Der untersuchte Parameter aller Simulationen war die relative eingekoppelte Wärmeleistung bzw. die Verlustleistung durch Wirbelströme. In Fig. 1 sind die Wirbelstromverluste über der Frequenz der Anregung gezeigt. In Fig. 2 ist die Manteldicke 0,5 Mikrometer.

In Fig. 3 sind zwei Kurvenscharen steigender Permeabilität für eine Manteldicke von 0.5 µm und eine von 2.5 µm gezeigt. In Fig. 4 ist die eingekoppelte Leistung in Abhängigkeit von der Manteldicke, der Permeabilität und der Frequenz gezeigt. Das Maximum ergibt sich bei dünnstem Mantel (0.5 µm) und höchster Permeabilität (2000) sowie höchster Frequenz (1 MHz). Minimum und Maximum unterscheiden sich um einen Faktor 45. Gegenüber reinem Stahl ohne Mantel um einen Faktor 200 000. Bei fester Frequenz und Permeabilität wurde die Manteldicke in Fig. 5 variiert. Fig. 6 zeigt die Manteldicke variiert. Die Lage des Maximums der eingekoppelten Wirbelstromverluste hängt auch von der rel. Permeabilität ab. Über einem Wert von 1000 müsste die Manteldicke unterhalb 0.5 µm liegen. Fig. 7 zeigt ein ähnliches Bild wie in Fig. 6. Es ergibt sich bei Variation der Frequenz über der Manteldicke. Auch hier ergibt sich ein Maximum bei einer charakteristischen Manteldicke für eine spezifische Frequenz. Bei höheren Frequenzen kann die Manteldicke unterhalb 0.5 µm liegen.

Ein sehr leitfähiger dünner Mantel um eilen Kern mit hoher Permeabilität verbessert also in jedem Fall die Aufnahme der Wärmeleistung. Die Wärmeleistung wird überwiegend im Mantel erzeugt. Die Dicke der Goldschicht (auch eine Stahlschicht ist denkbar) ist abhängig von der gewählten anregenden Frequenz und von der Permeabilität des Kerns. Bei einer relativen Permeabilität von mehreren Tausend muss der Goldmantel optimal weniger als 0.5 µm stark sein, wenn der Kern nur einen Durchmesser von etwa 90 µm hat. Hohe anregende Frequenzen (< 500 kHz) erfordern ebenfalls einen sehr dünnen Mantel (< 0.5 µm).

Der Curieeffekt ist indirekt in der Variation der Permeabilität enthalten. Die Permeabilität nimmt dabei bei höheren Temperaturen ab. Der Verlauf der Permeabilität über der Temperatur ist wiederum materialabhängig. Je nach Höhe der Permeabilität im Normalzustand und nach Erwärmung kann die Leistung um Faktoren bis zu einigen 100 000 abfallen.

Prinzipiell können die folgenden ferromagnetischen Materialien als Ausgangsmaterial für das hier dargelegte Verfahren genommen werden:

Um einen Stent mit einer definierten Curietemperatur zu entwickeln, wird eine Legierung aus einem ferromagnetischen und einem nicht ferromagnetischen Material hergestellt, so daß die Curietemperatur entsprechend dem Mischungsverhältnis unterhalb derjenigen des ferromagnetischen Reinmaterials liegt.

Legierungen können sein:
Nickel Kupfer Legierungen

Eine Übersicht über die Nickel Kupfer Legierungen gibt die folgende Tabelle:

Nickel Palladium Legierungen

Palladium Kobalt Legierungen

Diese Legierung ist deswegen so interessant, weil sie sich neben den ferromagnetischen Eigenschaften praktisch wie Palladium in Reinform verhält. Von den Materialeigenschaften steht eine außergewöhnliche Korrosionsfestigkeit in einem sehr breiten pH Spektrum im Vordergrund. Palladium Legierungen werden in der Zahnmedizin seit langem für permanente orale Implantate verwendet, so daß neben der Biokompatibiltät von Palladium auch eine außergewöhnliche mechanische Beanspruchbarkeit klinisch belegt ist (Übersicht bei¹). Des weiteren liegen seit der klinischen Einführung im Jahr 1986 extensive klinische Erfahrungen in der Brachytherapie mit radioaktiven ¹⁰³Pd Implanten zur Behandlung des Prostatakarzinoms vor. Mit der o. g. Pd Co Legierung läßt sich in vitro und bei kalorimetrischen Experimenten eine Curietemperatur von 50°C erreichen.
Nickel Eisen Legierungen
Die Biokompatibilität ist prinzipiell durch die Goldumhüllung gegeben. In einem mit Zellulose und kontrolliertem Wasserfluß simulierten Gewebe wurde eine Curietemperatur von 50°C bei verschiedenen Wasserflußraten stabil gehalten.
Nickel Silizium Legierungen

Es liegen sowohl in vitro als auch in vivo Daten zu Ni Si Thermoseeds vor. Die reinen nicht umhüllten Ni Si Legierungen sind in vitro und in vivo stark zytotoxisch, so daß eine Umhüllung z. B. in Form von Plastikkathetern zwingend erforderlich ist. Weiterhin treten bei der Herstellung sog. dendritische Arme auf, die zwar mit einem aufwendigen Herstellungsverfahren verringert werden können, die jedoch die ferromagnetischen Eigenschaften beeinträchtigen. Die Verfahren zur Verringerung der dendritischen Arme führen außerdem zu erheblichen Unregelmäßigkeiten in der Oberfläche, was wiederum bei einem potentiell intravaskulären Einsatz zu einer erheblichen Thrombogenität führen könnte.
weiteren als Stentmaterialien

Durch die lokale Erwärmung von Zellen entstehen in ihnen als Reaktion Heat Shock Proteine, die zu einer Toleranz gegenüber erneuter thermaler Exposition führen. Die so thermotolerant gewordenen Zellen benötigen etwa 100 Std. um wieder thermosensibel zu werden. Schon bei einer Erwärmung von 2-3 Std. auf 42°C zeigen sich Thermotoleranzen der einzelnen Zellen.

Bei Anwendung der thermischen Alteration mit Hilfe von intradiscalen Antennen innerhalb von Bandscheiben zeigte sich bei Temperaturen < 42°C eine Thermokoagulation unmyelinisierter nociceptivor Fasern. Im Anschluß wurde häufig eine Renervierung festgestellt.

Bei Temperaturen von 60°C bis 80°C ergeben sich kollagene Kontraktionen auf molekularer Ebene (Hydrogen bonds were broken supporting the triple helix structure of collagen molecule). Diese Ergebnisse liefern auch Mitchel et al am Schweinemodell. Bei Temperaturen über 60°C konstatieren sie, daß es zu einer Media-Nekrose, Verschmälerung der Arterienwand und zu Alterationen der elastischen Fasern kommt. Die abgetöteten Zellen werden bei derartigen Temperaturen durch direkte Wärmeleitung geschädigt. Bei Temperaturen über 50°C zeigten sich bei neugeborenen Lämmern vasculäre Komplikationen bei der Ballonangioplastie unter Hochfrequenz.

Zusammenfasend läßt sich aussagen, daß eine wünschenswerte Zieltemperatur von 43°C bis 60°C z. T. sogar bis 70°C gefordert wird. Es kann allerdings nicht genau beschrieben werden, durch welche Wirkungen der gewünschte Effekt einer verminderten Restenosierung erreicht wird.

Aus diesen Aussagen, die hauptsächlich aufgrund von Versuchen mit der Angioplastie getroffen werden, resultiert die Überlegung, daß die induktive Stenterwärmung mil etwas geringeren Temperaturen arbeiten kann, da der Stent direkt in den Zielzellen liegt und nicht von innen an diese gepreßt werden muß, wie etwa bei der Angioplastie.

Frühversuche mil hohen Temperaturen erwiesen sich als ineffektiv und schädigten Gefäße und umgebendes Gewebe in ungewollt hohem Maße. Niedrigere Temperaturen hingegen zeigten den gewünschten Effekt.

Eine Stent-Temperatur von 40°C für die Dauer von 1 oder 2 Minuten entspricht in ihrer Wirkung einer Stent-Temperatur von 43°C für etwa 20 bis 25 Minuten.

Der Begriff der Hyperthermie wird definiert, als eine Temperatur im menschlichen Körper, welche größer ist als 41,4°C, da hier physiologischen Grenzen der Gegenregulation überschritten werden. Aus diesem Grund sollte die angepeilte Zieltemperatur definitiv über diesen genannten 41,4°C liegen.

Da es bei Cadaver-Arterien ab einer Temperatur von 76°C zur Perforation bei Laserbehandlungen gekommen ist, sollte der Zielbereich unter dieser Temperatur liegen.

Es ist ein Zusammenhang zwischen Ausprägung und Vergang der Thermotoleranz von Zellen zu erkennen sowie der Induktion und Akkumulation von Heat Shock Proteinen.

Die Mukosa des Gastrointestinaltraktes ist hoch thermosensitiv.

Zu den Heat Shock Proteinen zählen das HSP 27, 47, 70, 71, 90

HSP 70 wird durch Hitze induziert und vermindert neointimale Hyperplasien, Temperaturen kleiner als 43°C scheinen keinen Effekt zu haben, hingegen zeigen sich bei Temperaturen über 60°C nicht akzeptable Effekte auch bei kurzer Einwirkzeit. Die Zielspanne für den Temperaturbereich sollte folglich zwischen 43°C und 60°C liegen und nicht überschritten werden.

Eine Einrichtung zum Erwärmen nach der Fig. 8 besteht aus einer nicht näher beschriebenen Versorgungseinrichtung 1 für elektrische Energie mit einer Bedien- und Überwachungsstation 2 und einem Anschluss 3 für die elektrische Ausgangsleistung. Elektrische Leitungen 4 verbinden den Anschluss 3 der Versorgungseinrichtung 1 mit einem Anschluss 5 für die elektrische Eingangsleistung einer Induktionsspule 6. Diese Induktionsspule 6 wird von einer Verfahreinheit 7 getragen, die in allen vertikalen und horizontalen Richtungen linear beweglich und die um die horizontale Mittelachse dreh- und schwenkbar ausgeführt ist. Mit diesen Freiheitsgraden kann die Induktionsspule 6 mit einem definierten Abstand zu jeder Position eines Stents im Lebewesen ausgerichtet werden.

Die Induktionsspule 6 ist unterhalb der Verfahreinheit 7 befestigt und mit ihrer Spulenachse auf einer vertikalen Achse der Verfahreinheit 7 ausgerichtet. Ausgebildet ist die Induktionsspule 6 so, dass sich der Anschluss 5 für die elektrische Eingangsleistung auf der Seite der Verfahreinheit 7 befindet und die gegenüberliegende Seile als eine Frontfläche für einen berührungslosen Kontakt mil dem Patienten gestaltet ist. Die Induktionsspule 6 besteht aus etwa fünf Windungen eines Kupferrohres, die so gelegt sind, dass der den Eintritt der magnetischen Feldlinien kennzeichnende Südpol auf der der Verfahreinheit 7 zugewandten Seile und der den Austritt der magnetischen Feldlinien kennzeichnende Nordpol auf der Patientenseile angeordnet sind. Damit ergibt sich ein ständiger Magnetfluss von der Verfahreinheit 7 in Richtung zum Patienten. Der Durchmesser der Induktionsspule 6 beträgt etwa 30 cm. Damit ergeben sich an der Induktionsspule eine Induktivität von 32 µE, eile Schwingfrequenz von etwa 210 kHz und eine Kapazität von 17,5 nF. Die elektrische Stromstärke beträgt 15 A und die elektrische Spannung etwa 600 V.

Eine solche elektrische Versorgungseinrichtung 1 ist problemlos zu realisieren. Eine Einrichtung zur Erwärmung eines Stents mit einer solchen Versorgungseinrichtung 1 und mit einer solchen Induktionsspule 6 produziert einen gebündelten Magnetstrom, der im axialen Zentrum und auf der Nordpolseite eine axiale Ausdehnung außerhalb der Induktionsspule 6 von etwa 15 cm besitzt. Der Radius der Induktionsspule 6 und die axiale Ausdehnung des Magnetstromes verhalten sich also nahezu wie 1 zu 1. Diese lineare Abhängigkeit lässt eine Vergrößerung der axialen Ausdehnungslänge des Magnetstromes zu, verlangt aber dazu die Vergrößerung der Induktionsspule 6 und damit eine Erhöhung der elektrischen Leistung der Versorgungseinrichtung 1. Dem sind aber technisch Grenzen gesetzt. Eine axiale Ausdehnungslänge von etwa 15 cm ist aber ausreichend, um jede mögliche Position eines Stents in einem menschlichen Körper zu erreichen.

Claims (11)

1. Metallischer medizinischer Stent dadurch gekennzeichnet, dass das Material des Stents eine Metall-Legierung ist, die eine relative magnetische Permeabilität von größer 100 besitzt und eine Curietemperatur aufweist, die in der Größenordnung der Grenztemperatur liegt, unter der noch eine weitere Instent-Restenosierung behindert oder diese therapiert wird und über der eine Schädigung des Gefäßes auftritt.

2. Metallischer Stent nach mindestens einem der hier genannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Metall-Legierung eine relative Permeabilität von 100 000 besitzt.

3. Metallischer Stent nach mindestens einem der hier genannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass Material eine Legierung mit Nickel, Kobalt, Dsprosium, Eisen oder Gadolinium ist.

4. Metallischer Stent nach mindestens einem der hier genannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Legierung Nickel-Kupfer, Nickel-Palladium, Palladium-Kobalt, Nickel-Silizium oder Eisendrei-Sauerstoffvier ist.

5. Metallischer Stent nach mindestens einem der hier genannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Stent einen Mantel aus einem Material mit einer hohen elektrischen Leitfähigkeit besitzt.

6. Metallischer Stent nach mindestens einem der hier genannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Mantel des Stents aus einem Edelmetall besteht.

7. Metallischer Stent nach mindestens einem der hier genannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Stent auf seiner zur Gefäßwand zeigenden Außenseite mit einem schlecht wärmeleitfähigen Material beschichtet ist.

8. Metallischer Stent nach mindestens einem der hier genannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Curietemperatur der Metall-Legierung oberhalb von 37°C liegt.

9. Metallischer Stent nach mindestens einem der hier genannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Curietemperatur der Metall-Legierung zwischen 42°C und 45°C liegt.

10. Einrichtung zum Erwärmen eines metallischen Stents, bestehend aus einer elektrischen Versorgungseinrichtung (1) und einer Verfahreinheit (7) mit einer Induktionsspule (6), wobei die Induktionsspule (6) mehrere Windungen besitzt und in einem definierten axialen Abstand zu einem im Lebewesen befindlichen Stent stationiert ist, dadurch gekennzeichnet, dass die Induktionsspule (6) mit ihrem Nordpol zum Lebewesen ausgerichtet ist und der axiale Abstand der Induktionsspule (6) vom Nordpol zum Stent im Lebewesen sich zum Radius der Induktionsspule (6) wie nahezu eins zu eins verhalten.

11. Einrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Induktionsspule (6) fünf Windungen besitzt und einen Durchmesser von 30 cm aufweist.