Durch
arteriosklerotische 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.
Aus
der
DE 295 19 982.A1 ist
nun eine Induktionserwärmungsanlage
mit einem Generator und einer Induktionsspule bekannt geworden,
mit 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 mit
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 mit 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
einen 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 elektrischer 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.
JP
06-063154 A offenbart einen induktiv erwärmbaren Stent zur Behandlung
eines bösartigen
Tumors. Das aufheizbare Material weist eine niedrige Curietemperatur
auf. Derartige Stents sind üblicherweise
aus Edelstahl gebildet, das eine magnetische Permeabilität von ca.
1 aufweist.
JP
06-063155 A offenbart ebenfalls einen Stent zur Tumorbehandlung,
der aufheizbar ist. In diesem Fall besteht der Stent aus einem aufheizbaren
Polymer.
Der
vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Stent mit
einem verbesserten Wirkungsgrad für die Erwärmung zu erstellen, der seine übrigen technischen
Merkmale beibehält
und mit dem durch Nutzung des Curie-Effektes ein sich selbst regelnder
Temperaturprozess erhalten werden kann.
Diese
Aufgabe wird mit einem Stent mit den Merkmalen des Patentanspruchs
1 gelöst.
Zweckmäßige Ausgestaltungen
ergeben sich aus den Unteransprüchen.
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, das ein erhöhtes Aufnahmevermögen für die elektromagnetische
Feldstärke
besitzt, welches eine hohe magnetische Permeabilität voraussetzt.
Dazu wird ein weiterer Effekt genutzt, indem 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 fw, überwiegen
die Wirbelströme
die anderen Effekte.
Hierbei
ist p der spezifische Widerstand des Materials und μ das Produkt
der Permeabilität
und der relativen Permeabilität.
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. Die Metall-Legierung des
erfindungsgemäßen Stents
hat eine Permeabilität
von über
100, vorzugsweise von über
1000. Als Metall-Legierungen 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
Einrichtung 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
1 bis 7:
Numerische Simulationen eines Stents
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
Aorta-Stents) auf und besitzt je nach der zu behandelnden Gefäßbeschädigung eine
Länge von
10 und 100 mm. Die Wandstärke
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. Mit 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 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 2 sind die
Wirbelstromverluste über
der Frequenz der Anregung gezeigt. In 3 ist die
Manteldicke 0,5 Mikrometer.
In 4 sind
zwei Kurvenscharen steigender Permeabilität für eine Manteldicke von 0.5 μm und eine von
2.5μm gezeigt.
In 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 6 variiert. 7 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. 8 zeigt ein ähnliches Bild wie in 7.
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 einen 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:
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
nociceptiver 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
80°C zeigten
sich bei neugeborenen Lämmern
vasculäre
Komplikationen bei der Ballonangioplastie unter Hochfrequenz.
Zusammenfassend
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
mit 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
mit 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 46°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 legen.
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 1 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
Seite als eine Frontfläche
für einen
berührungslosen
Kontakt mit 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
Seite und der den Austritt der magnetischen Feldlinien kennzeichnende
Nordpol auf der Patientenseite 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 μF, eine 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.
