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GEBIET DER
ERFINDUNG
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Das
Gebiet der Technik, das diese Erfindung betrifft, sind medizinische
Vorrichtungen, insbesondere herausnehmbare Stent-Vorrichtungen mit
bioabsorbierbaren oder biologisch abbaubaren Polymerbeschichtungen.
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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Die
Verwendung von medizinischen Stent-Vorrichtungen oder anderen Arten
von mechanischen Endoluminalstützvorrichtungen,
um einen Gang, Gefäß oder einen
anderen Körperhohlraum
im menschlichen Körper
offen zu halten, hat sich zu einer Primärtherapie für Hohlraumstenose oder -obstruktion
entwickelt. Die Verwendung von Stents bei verschiedenen chirurgischen
Eingriffen ist schnell akzeptiert worden, nachdem sich die Erfahrungen
mit Stentvorrichtungen anhäufen,
und die Anzahl von chirurgischen Eingriffen, die sie verwenden,
erhöht sich,
nachdem ihre Vorteile im größeren Umfang
anerkannt werden. Zum Beispiel ist bekannt, Stents in Körperhohlräumen zu
nutzen, um Durchgänge
wie die Pars prostatica, den Ösophagus,
den Gallengang, die Gedärme
und verschiedene Koronararterien und Venen ebenso wie entferntere
Kardiovaskulargefäße wie beispielsweise
die Femoralarterie etc. offen zu halten. Es gibt zwei Arten von
Stents, die derzeit verwendet werden: Dauerstents und temporäre Stents.
Ein Dauerstent ist so konstruiert, dass er in einem Körperhohlraum
für eine
unbestimmte Zeit enthalten sein kann. Temporäre Stents sind so konstruiert,
dass sie in einem Körperhohlraum
für eine beschränkte Zeitspanne
enthalten sein können,
um die Durchgängigkeit
des Körperhohlraumes
aufrechtzuerhalten, z. B. nach einem Trauma eines Hohlraums, das
durch einen chirurgischen Eingriff oder eine Verletzung bedingt
ist. Dauerstents sind typischerweise so konstruiert, dass sie eine
langfristige Stütze
für beschädigtes oder
traumatisiertes Wandgewebe des Hohlraumes bereitstellen. Es gibt
viele herkömmliche
Anwendungen für
Dauerstents, einschließlich
kardiovaskuläre,
urologische, gastrointestinale und gynäkologische Anwendungen.
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Es
ist bekannt, dass Dauerstents über
die Zeit verkapselt und mit Endothelgewebe bedeckt werden, z. B.
bei kardiovaskulären
Anwendungen. In ähnlicher
Weise ist von Dauerstents bekannt, dass sie von Epithel beschichtet
werden, beispielsweise bei Urethra-Anwendungen. Temporäre Stents
andererseits sind so konzipiert, dass sie den Durchgang eines Hohlraumes
für eine
spezifische, beschränkte Zeitspanne
offen halten und bevorzugterweise nicht in die Wände des Hohlraumes durch Gewebeeinwachsung
oder Verkapselung eingebaut werden. Temporäre Stents können vorteilhafterweise aus
Körperhohlräumen nach
einer vorher bestimmten, klinisch angezeigten Zeitspanne entfernt
werden, z. B. nachdem die traumatisierten Gewebe des Hohlraumes
geheilt sind und ein Stent nicht länger erforderlich ist, um die
Durchgängigkeit
des Hohlraumes aufrechtzuerhalten. Zum Beispiel können temporäre Stents
als Ersatz für
Verweilkatheter verwendet werden bei Anwendungen bei der Behandlung
von Prostataobstruktion oder anderen Harnröhrenverengungserkrankungen.
Eine weitere Indikation für
temporäre
Stents in einem Körperhohlraum
ist nach Energieablation, wie beispielsweise Laser- oder thermischer
Ablation, oder Bestrahlung von Prostatagewebe, um post-operative
akute Harnretention oder die Retention einer anderen Körperflüssigkeit
zu kontrollieren.
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Es
ist in der Technik bekannt, sowohl Dauerstents als auch temporäre Stents
aus verschiedenen herkömmlichen,
biokompatiblen Metallen herzustellen. Es gibt jedoch mehrere Nachteile,
die mit der Verwendung von Stents aus Metallen verbunden sein können. Zum
Beispiel ist bekannt, dass Metallstents verkrustet, verkapselt,
epithelialisiert werden oder in Körpergewebe einwachsen können. Man
weiß,
dass Stents gelegentlich von ihrer anfänglichen Einführungsstelle
wegwandern. Es ist bekannt, dass derartige Stents in einem Hohhlaum
Irritationen in umgebenden Geweben verursachen. Da Metalle typischerweise
viel härter
und steifer als die umgebenden Gewebe in einem Hohlraum sind, kann
dies auch zu einem fehlenden anatomischen oder physiologischen Zusammenwirken
führen,
wobei Gewebe beschädigt
oder unerwünschte
biologische Antworten ausgelöst
werden. Obwohl Dauerstents aus Metall so konstruiert sind, dass
sie für
eine unendliche Zeitspanne implantiert werden, ist es manchmal erforderlich,
Dauerstents aus Metall zu entfernen. Wenn z. B. eine biologische
Reaktion erfolgt, die eine chirurgische Intervention erfordert,
muss der Stent oft durch einen zweiten Eingriff entfernt werden.
Wenn der Stent ein temporärer
Stent ist, wird er auch nach einer klinisch angemessenen Zeitspanne
entfernt werden müssen.
Unabhängig
davon, ob der Metallstent als permanent oder temporär kategorisiert
wird, wird der Stent, wenn er verkapselt, epithelialisiert etc. wird,
bei der chirurgischen Entfernung unerwünschte Schmerzen und eine Störung des
Wohlbefindens des Patienten und möglicherweise ein zusätzliches
Trauma für
das Hohlraumgewebe verursachen. Neben dem Schmerz und dem Unwohlsein
muss der Patient ein zusätzliches
Mal einem aufwendigen und komplizierten chirurgischen Eingriff unterzogen
werden mit den einhergehenden Operationsrisiken, um den Metallstent
zu entfernen.
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Ähnliche
Komplikationen und Probleme wie im Falle der Metallstents können sich
sehr wohl ergeben, wenn Dauerstents verwendet werden, die aus nicht-absorbierbaren
biokompatiblen Polymeren oder Polymerverbundwerkstoffen hergestellt
sind, obwohl diese Materialien bestimmte Vorteile wie Verringerung
der Steifheit aufweisen können.
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Es
ist bekannt, bioabsorbierbare und biologisch abbaubare Materialien
für die
Herstellung von temporären
Stents zu verwenden. Die herkömmlichen
bioabsorbierbaren oder bioresorbierbaren Materialien, aus denen
derartige Stents hergestellt sind, sind so ausgewählt, dass
sie über
die Zeit absorbiert oder abgebaut werden, wodurch die Notwendigkeit für nachfolgende
chirurgische Eingriffe entfällt,
um den Stent aus dem Körperhohlraum
zu entfernen. Zusätzlich
zu den Vorteilen, die damit verbunden sind, dass derartige Stents
nicht entfernt werden müssen, ist
es bekannt, dass bioabsorbierbare und biologisch abbaubare Materialien
dazu neigen, bei bestimmten empfindlichen Patienten ausgezeichnete
Biokompatibilitätseigenschaften
aufzuweisen, insbesondere verglichen mit den meisten herkömmlich verwendeten
biokompatiblen Metallen. Ein weiterer Vorteil von Stents, die aus
bioabsorbierbaren oder biologisch abbaubaren Materialien hergestellt
sind, besteht darin, dass die mechanischen Eigenschaften so konstruiert
werden können,
dass sie im Wesentlichen die Steifheit und Härte, die oftmals mit Metallstents
verbunden ist, beseitigen oder verringern, was zu der Neigung eines
Stents beitragen kann, ein Gefäß oder einen
Hohlraum zu beschädigen.
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Es
sind jedoch Nachteile und Beschränkungen
bekannt, die mit der Verwendung von bioabsorbierbaren oder biologisch
abbaubaren Stents verbunden sind. Die Beschränkungen gründen sich auf den Eigenschaften
der Materialien, aus denen derartige Stents hergestellt werden.
Eines der mit den derzeitigen Stents verbundenen Probleme besteht
darin, dass die Materialien zu schnell abgebaut werden. Dieser ungeeignete
Abbau oder Degradation eines Stents in größere, steife Fragmente im Inneren
eines Hohlraumes, wie beispielsweise des Urethers, kann Obstruktionen
des normalen Stroms verursachen, wie beispielsweise beim Entleeren,
und dadurch den Hauptzweck des Stents bestehend in dem Bereitstellen
einer Hohlraumdurchgängigkeit
stören.
Alternativ dauert es eine lange Zeit, bis sie abgebaut sind, und sie
verbleiben im Zielhohlraum für
eine beträchtliche Zeitspanne,
nachdem ihre therapeutische Verwendung erfüllt worden ist. Es besteht
somit ein Langzeitrisiko, das mit diesen Materialien verbunden ist,
Steine auszubilden, wenn Urethra-Stents aus länger abbauenden biologisch
abbaubaren Polymeren hergestellt sind.
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Entsprechend
besteht auf diesem Gebiet ein Bedarf für neue, temporäre Stents,
wobei die Stents in einem Körperhohlraum
für die
Dauer einer vorgeschriebenen, klinisch angemessenen Zeitspanne funktional
verbleiben, um den geeigneten therapeutischen Zweck zu erfüllen, und
sich dann erweichen und entfernbar sind als ein verlängertes
fadenähnliches
Teil, ohne Fragmente zu bilden, die Irritation, Obstruktion, Schmerz
oder mangelndes Wohlbefinden beim Patienten verursachen können, und
ohne die Notwendigkeit für
einen chirurgischen Eingriff.
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In
einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung geht der temporäre Stent leicht aus dem Körper heraus
oder wird als ein schlaffes, flexibles, fadenähnliches Teil entfernt und
Irritation, Obstruktion, Schmerz oder Unwohlsein des Patienten wird
entweder eliminiert oder ist, sofern vorhanden, minimal.
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ZUSAMMENFASSUNG
DER ERFINDUNG
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Es
ist ein Ziel der vorliegenden Erfindung, einen Stent zum Einführen in
einen Körperhohlraum bereitzustellen,
der aus einem flexiblen Filamentteil, wie beispielsweise einem Nahtmaterial,
hergestellt ist und dann mit einem biologisch abbaubaren oder bioabsorbierbaren
Polymer beschichtet ist, so dass das Teil zu einem vergleichsweise
steifen Stent geformt wird, und sich, wenn im Körper befindlich, zurück in ein
flexibles Filamentteil erweicht, das leicht nach einer spezifischen
therapeutischen Zeitspanne aus dem Körperhohlraum herauskommt oder
entfernt wird.
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Deshalb
wird ein implantierbarer Stent zur Anwendung in Körperhohlräumen offenbart,
wobei derartige Hohlräume
als Teil der natürlichen
Anatomie existieren oder chirurgisch hergestellt werden. Der Stent
ist ein längliches
hohles Teil mit einer helikalen oder gewickelten Struktur und weist
in einer bevorzugten Ausfhrungsform eine helikale Struktur mit einer
Vielzahl von Wickelungen auf. Die Struktur weist eine Längsachse
und einen Längsdurchgang auf.
Die Wickelungen weisen eine Ganghöhe auf. Die Struktur ist aus
einem flexiblen, schlaffen Filament oder einer flexiblen, schlaffen
Faser, wie beispielsweise einem chirurgischen Nahtmaterial, mit
einer äußeren Polymerbeschichtung
hergestellt. Die Polymerbeschichtung ist ein bioabsorbierbares oder
biologisch abbaubares Polymer oder eine Mischung davon. Bei Körpertemperatur
ist die Beschichtung fest und von ausreichender Stärke, um
effektiv dazu zu führen,
dass das flexible, schlaffe Teil als eine Struktur in einem im Wesentlichen
festen, fixierten Zustand gehalten wird. Die Degradations- oder
Absorptionsgeschwindigkeit der Beschichtung in vivo ist ausreichend,
um tatsächlich
innerhalb der erwünschten
therapeutischen Spanne zu erweichen oder von der äußeren Oberfläche des
Filamentes entfernt zu werden. Dies gewährleistet tatsächlich,
dass während
die Beschichtung sich abbaut, erweicht oder in vivo absorbiert wird,
sie ihre mechanische Integrität verliert.
Dies erlaubt, dass das Filament in seinen natürlichen, flexiblen schlaffen
Zustand zurückkehrt, was
dazu führt,
dass die Stentstruktur tatsächlich
kollabiert und das Filament aus dem Hohlraum entfernt oder eliminiert
werden kann.
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Nach
in vivo-Exposition gegenüber
Körperflüssigkeiten
verursacht der progressive Abbau und/oder die progressive Absorption,
dass sich der Stent erweicht und in ein flexibles Filament kollabiert, das
leicht aus dem Körperhohlraum
herauskommt, entweder durch Eingriff oder durch natürliches
Austreiben mit Körperflüssigkeiten,
wodurch die Möglichkeit,
dass Obstruktionen, Schmerz oder Unwohlsein verursacht wird, minimiert
wird.
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Noch
ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung betrifft den oben
beschriebenen Stent, der aus einer Faser hergestellt ist, die strahlenundurchlässig ist.
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Ein
noch weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Verfahren
zur Verwendung des Stents der vorliegenden Erfindung bei einem chirurgischen
Eingriff, um die Durchgängigkeit
eines Körperhohlraumes
aufrechtzuerhalten. Ein Stent der vorliegenden Erfindung wird bereitgestellt.
Der Stent ist ein verlängertes
hohles Teil und weist in einer bevorzugten Ausführungsform eine helikale Struktur
mit einer Vielzahl von Wickelungen auf. Das Teil weist eine Längsachse
auf. Die Wickelungen weisen eine Ganghöhe auf. Die Struktur ist aus
einem flexiblen, schlaffen Filament oder einer Faser hergestellt
mit einer äußeren Oberfläche und
einer äußeren Polymerbeschichtung.
Der Stent wird in einen Körperhohlraum
eingeführt.
Das Exponieren gegenüber
in vivo Körperflüssigkeiten
verursacht, dass die äußere Beschichtung
absorbiert und/oder abgebaut wird und erweicht, wodurch verursacht
wird, dass die Stentstruktur kollabiert und wieder zu einem schlaffen,
flexiblen Filament wird, das entweder durch die Passage von Körperflüssigkeiten
eliminiert oder manuell entfernt werden kann.
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Diese
und andere Aspekte der Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung
und den Beispielen sowie den beigefügten Zeichnungen offenkundiger
werden.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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1 ist eine perspektivische
Ansicht einer bevorzugten Ausführungsform
einer Stentvorrichtung der vorliegenden Erfindung, die an dem distalen Ende
eines Applikatorinstrumentes angebracht ist.
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2 ist eine perspektivische
Ansicht des Stents und Applikators von 1, bevor der Stent auf dem Applikatorinstrument
aufgebracht wird.
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3 ist eine Seitenansicht
einer Stentvorrichtung der vorliegenden Erfindung mit einer helikalen
Konfiguration.
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4 ist eine Querschnittsansicht
der Faser entlang der Sichtlinie 4-4, die verwendet wird,
um den Stent von 3 herzustellen,
die einen kreisförmigen
Querschnitt darstellt.
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5 ist eine Seitenansicht
des Stents und der Applikatorvorrichtung von 1, wobei die Vorrichtung in der richtigen
Position, vor der Anwendung, gezeigt ist.
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6 ist eine Seitenansicht
des Stents und der Applikatorvorrichtung von 5, die die Position des Stents relativ
zum Applikator darstellt, wenn der Stent durch Betätigen des
Applikatorabzugs teilweise abgesetzt wird.
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7 zeigt die Relativpositionen
des Stents zum Applikator von 6,
wenn der Stent durch vollständiges
Betätigen
des Applikator-Abzugs vollständig
abgesetzt ist.
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8 zeigt den Stent der vorliegenden
Erfindung, der vollständig
in der Harnröhre
und der Prostata eines Patienten abgesetzt ist, um einen Patientenhohlraum
bereitzustellen.
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9 veranschaulicht einen
Stent der vorliegenden Erfindung, der in dem Urether in Stellung
gebracht ist, nachdem die Beschichtung abgebaut, absorbiert oder
anderweitig zusammengebrochen oder erweicht ist, und zeigt, dass
der Stent aus dem Körper
als verlängertes,
weiches, flexibles Filament entfernt wird.
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10 ist eine schematische
Darstellung eines Dorns, der für
die Herstellung von Stents in Beispiel 3 verwendet wurde.
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BESCHREIBUNG
DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
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Unter
Bezugnahme auf die 1 bis 9 ist eine bevorzugte Ausführungsform
eines Stents der vorliegenden Erfindung dargestellt. Wie aus 3 ersichtlich, sieht man,
dass der Stent 10 eine helikale Struktur mit einer Anzahl
von verbundenen Wickelungen 20 ist. Die Wickelungen sind
aus dem Filament 100 hergestellt. Der Begriff Filament,
wie hierin verwendet, ist so definiert, dass er nicht nur Filamente, sondern
gleichfalls auch Fasern umfasst und wird mit dem Begriff Faser synonym
verwendet. Es ist bevorzugt, dass das Filament 100 ein
kontinuierliches Filament ist, es ist jedoch möglich, den Stent 10 aus
zwei oder mehreren Filamentenabschnitten herzustellen, die nachfolgend
verbunden oder gelenkig miteinander verbunden sind. Wie aus 4 ersichtlich, sieht man,
dass das Filament ein inneres flexibles Teil 110 und eine äußere Beschichtung 130 aufweist.
Man sieht, dass das innere flexible Teil 110 eine äußere Oberfläche 115 aufweist.
Die äußere Beschichtung 130 deckt
die äußere Oberfläche 115 des
flexiblen Teils 110 ab. Man sieht, dass die äußere Beschichtung 130 eine
innere Oberfläche 135 und
eine äußere Oberfläche 140 aufweist.
Bevorzugterweise ist die innere Oberfläche 135 mit der äußeren Oberfläche in Kontakt
oder daran befestigt. Man sieht, dass der Stent eine Längsachse 70 und
einen inneren Durchgang 11 aufweist. Man sieht, dass der
Stent 10 einen ersten distalen Abschnitt 30 aus
den Wickelungen 20 umfasst, der an einen zweiten Abschnitt 50 aus
den Wickelungen 20 verbunden ist, wobei die Abschnitte 30 und 50 durch
die schwenkbare Verbindungsfaser 60 verbunden sind. Der
distale Abschnitt 30 aus Wickelungen benachbart der schwenkbaren
Verbindungsfaser 60 bildet einen Verankerungsabschnitt, der
distal zum externen Sphinkter eingeführt ist. Der proximale Abschnitt 50 des
Stents 10 wird innerhalb der Pars prostatica zurückgehalten.
Man sieht, dass der proximale Abschnitt 50 Wickelungen 20 mit
einem Durchmesser 24 und auch einen Durchgang 51 aufweist.
Der distale Abschnitt 30 von Stent 10 weist Wickelungen 20 mit
einem Durchmesser 22 auf. Der distale Abschnitt 30 weist
auch einen Durchgang 31 auf. Die Durchgänge 31 und 51 sind
miteinander verbunden, um den Durchgang 11 von Stent 10 zu
bilden. Wie aus 4 ersichtlich,
weist eine bevorzugte Ausführungsform
des Stents 10 der vorliegenden Erfindung ein Filament 100 mit
einer kreisförmigen Querschnittskonfiguration
auf. Das Filament 100 kann verschiedenen Konfigurationen
aufweisen, abhängig
von der Anwendung, einschließlich
rund, viereckig, polygonal, gebogen, oval und Kombinationen und Äquivalente
davon. Die Fachleute werden anerkennen, dass bestimmte Querschnittskonfigurationen
dem Stent verschiedene Vorteile verleihen. Zum Beispiel bestehen
die Vorteile einer Faser der vorliegenden Erfindung mit einem runden
Querschnitt darin, dass der Herstellvorgang für den Stent leicht ist infolge
eines möglichen
einstufigen On-line-Überganges
von der Faser zum Stent in zukünftigen
Herstellungsverfahren, Flexibilität während der Stentabgabe, da man
in der Lage ist, die Länge
des Stents während
eines chirurgischen Eingriffes maßzuschneidern, um ihn an die
besondere Anatomie des Patienten anzupassen, und der Verwendung
von kommerziell erhältlichen
Filamenten, wie beispielsweise Nahtmaterialien.
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Der
Stent 10 wird bevorzugterweise aus einem flexiblen Polymerfilament 100 mit
einer erwünschten
Querschnittskonfiguration hergestellt. Die Länge und der Gesamtdurchmesser
des Stents wird von einer Anzahl von Faktoren abhängen, einschließlich der
Anatomie des Patienten, der Größe der Anatomie
und der Art des chirurgischen Eingriffes, der den Uretherhohlraum
betrifft. Zum Beispiel wird die Gesamtlänge eines Stents 10,
der bei der Realisierung der vorliegenden Erfindung nützlich ist, ausreichend
sein, um den Hohlraumdurchgang offen zu halten. Typischerweise wird
die Länge
für Uretheranwendungen
bei erwachsenen Männern
etwa 10 mm bis etwa 200 mm, typischerweise etwa 20 mm bis etwa 100
mm und bevorzugterweise etwa 40 mm bis etwa 80 mm betragen. Der
Durchmesser eines Stents 10 der vorliegenden Erfindung
wird ausreichend sein, um die Durchgängigkeit des Hohlraumes wirksam
aufrechtzuerhalten. Für
Pars prostatica-Anwendungen, wo der Stent zwei Abschnitte mit verschiedenen
Durchmessern aufweist, wird der Durchmesser in der Pars prostatica
typischerweise etwa 2 mm bis etwa 25 mm, typischererweise etwa 4
mm bis etwa 15 mm und bevorzugterweise etwa 6 mm bis etwa 10 mm
betragen. Der Durchmesser des Abschnittes, der verwendet wird, um
distal zum externen Sphinkter zu verankern, wird etwa 2 mm bis etwa 25
mm, typischerweise etwa 4 mm bis etwa 15 mm und bevorzugterweise
etwa 6 mm bis etwa 10 mm betragen. Die Hauptquerschnittsgröße einer
Faser, die verwendet wird, um einen Stent der vorliegenden Erfindung
herzustellen, wird ausreichend sein, um eine wirksame Stütze und
Flexibilität bereitzustellen. Typischerweise
wird bei der Verwendung eines kreisförmigen Querschnittes der Durchmesser
für Uretheranwendungen
etwa 0,1 mm bis etwa 4 mm, typischerweise etwa 0,5 mm bis etwa 3
mm und bevorzugterweise etwa 1 mm bis etwa 2 mm betragen. Die Ganghöhe, die
Länge,
der Durchmesser und der Faserdurchmesser der Stents der vorliegenden
Erfindung werden ausreichend sein, um tatsächlich eine ausreichende Stütze in Reaktion
auf Radialbelastung der Urethergefäßwände bereitzustellen, während einfaches
Einführen
und Stabilität
gegeben ist, während
er in den Uretherhohlraum eingeführt
ist, ebenso wie erwünschte
Flexibilität
und Hohlraumdurchgängigkeit.
Die Ganghöhe
des Stents ist definiert als die Anzahl von Wickelungen pro Längeneinheit.
In der Beschreibung dieser Patentanmeldung ist, beispielsweise,
Ganghöhe
definiert als die Anzahl von Wickelungen pro cm Stentlänge. Typischerweise wird
die Ganghöhe
für Uretheranwendungen
etwa 2,5 bis etwa 100, typischererweise etwa 3 bis etwa 20 und bevorzugterweise
etwa 5 bis etwa 10 betragen. Obwohl es für Uretheranwendungen bevorzugt
ist, dass kein Raum zwischen benachbarten Wickelungen existiert,
können
die Stents der vorliegenden Erfindung Räume zwischen benachbarten Wickelungen
aufweisen.
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Die
flexiblen Teile 110, die mit den Beschichtungen 130 beschichtet
sind, um das Filament 100 der vorliegenden Erfindung zu
bilden, werden bevorzugterweise ausgewählt sein, so dass sie eine
ausreichende Flexibilität
und Weichheit und Schlaffheit aufweisen, um tatsächlich einen Stent bereitzustellen,
der kollabieren wird und leicht aus einem Körperhohlraum entfernt werden
kann. Die für
die flexiblen Teile nützlichen
Materialien umfassen flexible, schlaffe Monofilamente und geflochtene
fadenähnliche
Teile. Es ist besonders bevorzugt, herkömmliche nicht-absorbierbare
Nahtmaterialien zu verwenden, wie beispielsweise Monofilament oder
geflochtenes Polypropylen, Seide, Polyester, Nylon und dergleichen
und Äquivalente
davon. Die flexiblen Teile können
auch herkömmliche
absorbierbare Nahtmaterialien sein, Monofilament oder geflochten,
einschließlich
95/5 Lactid/Glycolid und Polydioxanon und dergleichen. Das flexible
Teil 110 kann auch aus garnähnlichen Materialien hergestellt
sein, die aus biokompatiblen Fasern hergestellt sind, die "zusammengesponnen" sind, um das Garn
zu bilden.
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Die äußeren Beschichtungen,
die für
Stents und Filamente der vorliegenden Erfindung nützlich sind,
können
herkömmliche
biologisch abbaubare oder biologisch absorbierbare Polymere und
Mischungen davon sein, einschließlich Polymere, die aus Monomeren
hergestellt sind, die aus der Gruppe ausgewählt sind, die Lactid, Glycolid,
para-Dioxanon, Caprolacton und Trimethylencarbonat, Caprolacton, Mischungen
davon und Copolymere davon umfasst. Die Wirkung des Abbaus oder
der Absorption der Polymerbeschichtung besteht darin, das Filament
in ein weiches, flexibles Teil nach einer vorher bestimmten Zeitspanne
zu überführen, so
dass der Stent tatsächlich
kollabiert und das flexible Teil leicht entfernt werden kann oder
aus dem Hohlraum ausgeschieden wird. In einer Fließumgebung
kann der zunehmend abbauende Stent leicht durch den Körper passieren oder
aus dem Hohlraum entfernt werden, ohne eine Obstruktion zu verursachen.
Die Arten von Polyerbeschichtungen, die vorteilhafterweise Steifheit
bereitstellen können,
um ein Filament 100 zu bilden, umfassen Polymere mit Glasübergangstemperaturen oberhalb
Raumtemperatur und bevorzugterweise oberhalb 55°C und am bevorzugtesten oberhalb etwa
120°C. Diese
Materialien können
amorph sein, d. h. keine Kristallinität aufweisen. Polymere, die Glasübergangstemperaturen
aufweisen, die niedrig sind, insbesondere unterhalb Raumtemperatur,
werden im Allgemeinen eine gewisse Kristallinität erfordern, um die Richtungsstabilität und Steifheit
bereitzustellen, um in der vorliegenden Anwendung zu funktionieren.
Dies kann als halbkristallin beschrieben werden. Hinsichtlich wasserlöslicher
Polymere für
die Beschichtung gibt es zwei Hauptklassen von wasserlöslichen
Polymeren: ionische und nicht-ionische. In der allgemeinen Verwendung
finden sich Polyacrylamide, Polyacrylsäurepolymere, Polyether (insbesondere
die Polyethylenglycole oder Polyethylenoxide), Vinylpolymere wie
einige Polyvinylalkohole und einige Poly(Nvinylpyrrolidon)e. Bestimmte
Polysaccharidgummis können
auch nützlich
sein; bestimmte Hydroxyzellulosen, wie beispielsweise Hydroxymethylzellulose,
oder bestimmte Hydroxyisopropoylzellulose sind ebenfalls nützlich.
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Man
kann den Auflösungsprozess
durch die Materialauswahl kontrollieren. Die Änderung des Molekulargewichtes
des wasserlöslichen
Harzes stellt auch ein Kontrollmittel dar. Man kann den Auflösungsprozess
durch Materialauswahl kontrollieren. Das Ändern des Molekulargewichtes
des wasserlöslichen
Harzes stellt auch ein Kontrollmittel dar.
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Die
Verwendung von Polymermischungen ist besonders vorteilhaft, um die
nötigen
Auflösungsgeschwindigkeiten
zu erreichen. Polyamid (Nylon) kann vorteilhafterweise als ein Bestandteil
verwendet werden, da es mechanische Stärke verleihen kann, Wasser
absorbiert, etc.
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Eine
mögliche
bevorzugte Mischkomponente ist Polyethylenglycol (PEG oder Polyethylenoxid, PEO),
insbesondere jene Harze mit einem höheren Molekulargewicht, die
halbkristallin sind. Der Schmelzpunkt von PEG beträgt etwa
60°C, was
hoch genug ist, um den Erfordernissen einer Beschichtung zu genügen, die
bei der vorliegenden Erfindung nützlich
ist. Optional kann das PEO mit Nylon gemischt werden. Zusätzlich können biologisch
abbaubare Polymere, die aus Polyglycolid/Lactid-Copolymeren, Polycaprolacton
und dergleichen hergestellt sind, für die äußere Beschichtung des Filamentes
100 verwendet
werden. Zusätzlich
können
Polyoxaester verwendet werden, die wasserlöslich sind und durch Hydrolyse
abgebaut werden. Andere geeignete Polymere werden in US-Patent Nr.
5,980,551 gefunden.
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Ein
Stent muss so konstruiert sein, dass er radialen Belastungen widersteht,
um seine Funktion bestehend in der Aufrechterhaltung eines Durchganges
durch eine Hohlraumöffnung
zu gewährleisten. Die
mechanische Fähigkeit
des Stents der vorliegenden Erfindung, radialen Belastungen zu widerstehen, wenn
der Stent im Körperhohlraum
in Stellung gebracht ist, wird in erster Linie durch biologisch
abbaubares/bioabsorbierbares Material in der äußeren Beschichtung bereitgestellt.
Die Stärke
und Steifheit und Dicke dieses Materials in der äußeren Beschichtung ist ausreichend,
um wirksam den Beladungen zu widerstehen, die erforderlich sind,
damit der Stent funktional bleibt. Während die Beschichtung abgebaut
wird und zusammenbricht, wird sie eine ausreichende Dicke von geeignet
ausgewähltem
biologisch abbaubarem Material aufweisen, um tatsächlich in der
Lage zu sein, der Belastung zu widerstehen, die für die Zeitspanne
erforderlich ist, die benötigt
wird, um den Hohlraum offen zu halten.
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Im
Wesentlichen kann dann die Beschichtung so konstruiert sein, dass
sie den mechanischen Erfordernissen gerecht wird, den Körperhohlraum
offen zu halten oder für
die spezifische therapeutische Zeitspanne zu öffnen.
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Nachdem
die Beschichtung abgebaut/absorbiert worden ist und tatsächlich von
der Stentstruktur durch Flüssigkeiten
entfernt worden ist, kehrt das verbleibende Filament in seinen weichen,
biegsamen, fibrillären
Zustand als flexibles Teil zurück.
Das verbleibende weiche Filament wird leicht ausgeschieden oder
aus dem Hohlraum entfernt.
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Die
beschichteten Filamente der vorliegenden Erfindung können auch
durch herkömmliche
Verfahren hergestellt werden, einschließlich Coextrusion, Schmelzbeschichtung,
Lösungsbeschichtung oder
Pulverbeschichtung, gefolgt von Verteilen der Beschichtung durch
Schmelzen etc. und dergleichen. Wenn zum Beispiel ein Beschichtungsverfahren
verwendet wird, kann das innere flexible Teil ein als Monofilament
extrudiertes Material sein, oder es kann aus einem Multifilamentgeflecht
hergestellt sein. Die äußere Beschichtung
kann oben auf das flexible Teil zugegeben werden entweder durch
Schmelzbeschichten oder Lösungsbeschichten,
indem der innere Kern durch ein Bad, durch Beschichtungswalzen, Bürsten, Sprühen und/oder
einen Stempel geführt wird.
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In
einer weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung können
die Polymere und Mischungen, die für die Herstellung der Beschichtung verwendet
werden, als Wirkstofffreisetzungsmatrix verwendet werden. Um diese
Matrix auszubilden, würde
das Beschichtungsmaterial mit einem therapeutischen Agens gemischt
werden. Die Vielzahl verschiedener therapeutischer Agenzien, die
zusammen mit dem Polymeren der vorliegenden Erfindung verwendet
werden können,
ist riesig. Im Allgemeinen umfassen therapeutische Agenzien, die
vermittels der pharmazeutischen Zusammensetzungen der Erfindung
verabreicht werden können,
ohne Beschränkung:
Antiinfektiva, wie beispielsweise Antibiotika und antivirale Agenzien;
Analgetika und Analgetikakombinationen; antientzündliche Agenzien; Hormone,
wie beispielsweise Steroide; knochenregenerierende Wachstumsfaktoren;
und natürlicherweise
davon abgeleitete oder genetisch hergestellte Proteine, Polysaccharide,
Glyoproteine oder Lipoproteine.
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Matrixformulierungen
können
formuliert werden durch Mischen von einem oder mehreren therapeutischen
Agenzien mit dem Polymer. Das therapeutische Agens kann als eine
Flüssigkeit,
als ein fein verteilter Feststoff oder als eine andere geeignete
physikalische Form vorhanden sein. Typischerweise, aber optional,
wird die Matrix einen oder mehrere Zusätze, wie beispielsweise Verdünner, Füllstoffe, Bindemittel,
Stabilisatoren oder dergleichen, enthalten.
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Die
Menge an therapeutischem Agens wird von dem speziell verwendeten
Wirkstoff und den medizinischen Zuständen abhängen, die behandelt werden.
Typischerweise macht der Wirkstoff etwa 0,001% bis etwa 70%, typischererweise
etwa 0,001% bis etwa 50%, am typischsten etwa 0,001% bis etwa 20
Gewichtsprozent der Matrix aus. Die Menge und Art des in die Wirkstoffabgabematrix
eingebauten Polymers wird abhängig
von dem erwünschten
Freisetzungsprofil und der Menge an verwendetem Wirkstoff variieren.
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Nach
dem Kontakt mit Körperflüssigkeiten erfährt die
Polymerbeschichtung einen allmählichen Abbau
(hauptsächlich
durch Hydrolyse) oder Absorption mit einhergehender Freisetzung
des dispergierten Wirkstoffes für
eine andauernde oder verlängerte Zeitspanne.
Dies kann zu einer verlängerten
Freisetzung (über,
sagen wir 1 bis 5.000 Stunden, bevorzugterweise 2 bis 800 Stunden)
von wirksamen Mengen (sagen wir 0,0001 mg/kg/Stunde bis 10 mg/kg/Stunde)
des Wirkstoffes führen.
Diese Dosierungsform kann wie erforderlich verabreicht werden in
Abhängigkeit
von dem zu behandelnden Patienten, der Schwere der Erkrankung, der
Beurteilung des verschreibenden Arztes und dergleichen. Nach diesem oder ähnlichen
Verfahren werden die Fachleute in der Lage sein, eine Vielzahl von
Formulierungen herzustellen.
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Die
Stents 10 der vorliegenden Erfindung, wenn sie aus dem
beschichteten Filament 100 hergestellt sind, können auf
die folgende Art und Weise unter Verwendung eines Wickelverfahrens
hergestellt werden. Ein Filament 10 wird um einen Dorn
gewickelt, indem das Filament 100 erhitzt und es dann um den
Dorn gewickelt wird. Die Anordnung des Dorns und der Wickelung werden
unter Zwang getempert und dann wird der Dorn entfernt. Die Ganghöhe und der
Durchmesser der Wickelungen sind so ausgewählt, dass die erwünschte Größe und Form
des Stents bereitgestellt wird. Sofern erwünscht, kann das Filament 100
um den Dorn ohne Hitze gewickelt werden, beispielsweise unmittelbar
nach dem Eintauchen in ein Beschichtungsbad oder Schmelzbad, oder
das nicht beschichtete flexible Teil 110 kann um einen
Dorn gewickelt werden und dann die Beschichtung herkömmlich aufgetragen
und, sofern erforderlich, gehärtet
werden.
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Die
Stents der vorliegenden Erfindung können in der folgenden Art und
Weise in Verfahren zum Platzieren von Uretherstents wie in 1, 2, 5, 6, 7 und 8 dargestellt
verwendet werden. Anfänglich
wird ein Stent 110 am distalen Ende eines Applikatorinstrumentes 200 angeordnet.
Man sieht, dass das Instrument 200 ein Handstück 250 mit
einem Griff 255 aufweist. An der Spitze 257 des
Handstückes 250 ist das
Schaftrückhalteteil 290 angebracht.
Man sieht, dass das Rückhalteteil 290 einen
Durchgang in Längsrichtung 292,
ein vorderes Ende 295 und ein hinteres Ende 296 aufweist.
Man sieht, dass die Anbringröhre 240 ein
distales Ende 242 und ein proximales Ende 244 aufweist.
Man sieht, dass die Anbringröhre 240 einen
Durchgang 248 aufweist. Man sieht, dass das proximale Ende 244 der
Röhre 240 in dem
Durchgang 292 angebracht ist, so dass der innere Durchgang 248 mit
dem Durchgang 292 in Verbindung steht. Die Applikatorröhre 220 ist
beweglich im Durchgang 248 angebracht. Die Röhre 220 weist ein
distales Ende 222, ein proximales Ende 224 und einen
Durchgang 226 auf. Der Anbringblock 300 ist an
das proximale Ende 224 von Röhre 220 angebracht,
der mit dem Ende 224 durch den Stift 309 verbunden
ist. Am Fuß des
Blocks 300 ist eine Zahnstange 330 mit einer Getriebeverzahnung 335 angeordnet.
Im Handstück 250 ist
die Aussparung 350 zum Aufnehmen des Triebteiles 270 mit
Zähnen 275 enthalten.
Das Triebteil 270 ist in der Aussparung 350 durch
Schwenkzapfen 265 schwenkbar angebracht. Die Zähne 275 greifen
in die Zähne 335 ein
und sind mit diesen im Eingriff. Der Betätigungsabzug 280 erstreckt
sich von dem Triebelement 270 auf der gegenüberliegende
Seite der Stifte 265. Der Betätigungsabzug 280 wird
die Röhre 220 proximal
und distal bezüglich
der Röhre 240 bewegen.
Die Betätigung
des Abzuges 280 wird erlauben, dass der Stent 10 von
den Röhren 220 und 240 freigegeben
wird.
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Der
Stent und das distale Ende des Instrumentes 200 werden
in den Urether 410 durch den Meatus 400 des Penis
des Patienten eingeführt,
wie aus 8 und 9 ersichtlich. Das distale
Ende des Instrumentes 200 und der Stent 10 werden
durch den Urether 410 gehandhabt, so dass der Prostataabschnitt
des Stents innerhalb der Pars prostatica 411 und das distale Ende
des Stents distal zum externen Sphinkter 430 angeordnet
ist, wodurch ein offener Durchgang für Urin von der Blase 450 durch
den Hohlraum des Urethers bereitgestellt wird. Dann wird das Applikationsinstrument 200 aus
dem Urether 410 zurückgezogen,
indem der Abzug 260 betätigt
und distal am Instrument gezogen wird, wodurch der Eingriff vervollständigt und
ein implantierter Stent 110 bereitgestellt wird, der für die Durchgängigkeit
des Uretherhohlraumes 410 sorgt. Wie aus 9 ersichtlich, ist der Stent 10,
nachdem er für
eine geeignete Zeitspanne vor Ort verblieben war, in einen Zustand umgewandelt
worden, in dem er im Wesentlichen ein weiches, flexibles Filament
ist und leicht aus dem Urether 410 aus dem Körper des
Patienten mit dem Urinstrom entfernt wird, oder manuell aus dem
Hohlraum gezogen wird. Es wird von den Fachleuten anerkannt werden,
dass das Platzieren in anderen Arten von Gewebehohlräumen in ähnlicher
Weise mit Modifikationen durchgeführt werden könnte, wie
sie durch die einzigartigen Eigenschaften des Hohlraumes oder des
chirurgischen Einsetzverfahrens erforderlich sind.
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Die
folgenden Beispiele veranschaulichen die Prinzipien und die Durchführung der
vorliegenden Erfindung, obwohl sie nicht darauf beschränkt sind.
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Beispiel 1
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Herstellung von Filament
mit absorbierbarer Beschichtung durch Extrusionsbeschichtungsverfahren
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Ein
Polydioxanonhomopolymer wurde zu einem mit Stickstoff gespülten Fülltrichter
eines ¾" vertikalen Einschnittenextruders
mit einer 24 : 1 L : D Standardschnecke gegeben. Das Temperaturprofil des
Extruders war 250°,
260°, 270° und 275° F von dem
hinteren Bereich zum Werkzeug. Die Schneckengeschwindigkeit betrug
6,5 RPM und der angepasste Druck 1345 psi. Ein B&H 25 Umlenkkopf
wurde mit einer 20 Milli-Inch-Führung
(Druckspitze) und einem Werkzeug mit einem Durchmesser von 48 Milli-Inch
verwendet. Eine Spule aus Vicryl-Markennahtmaterial, erhältlich von
Ethicon, Inc., Somerville, NJ, mit einem Durchmesser von 18 Milli-Inch
auf einer Abzugsvorrichtung wurde durch die Führung innerhalb des Umlenkkopfes
geführt,
dann mit Polydioxanonschmelze beschichtet, in einer Wasserwanne
abgekühlt,
durch einen Luftabstreifer getrocknet, abgenommen und sequenziell
aufgespult. Die Temperatur der Wasserwanne betrug 8°C. Die Abnahmegeschwindigkeit
betrug 2,1 M/min. Die Faser mit der O. D. von 44 Milli-Inch wurde
hergestellt und in einer Stickstoffumgebung gelagert.
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Beispiel 2
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Herstellung
von Stent unter Verwendung des beschichteten Filamentes
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Das
beschichtete Nahtmaterial von Beispiel 1 wurde geknotet, so dass
es eine kleine Schleife durch das erste Loch C des Blasdorns (siehe 10) erzeugte. Die zwei Metallständer (ϕ 2X
15 mm Länge)
werden in die Löcher
A und B eingeführt.
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Ein
Ständer
war an Loch A und B angeordnet. Klemmen des C-seitigen Endes des
Blasdornes an einen Wickelmotor. Die 5 Fuß lange Faser wurde von der
Spule abgeschnitten und durch die Schleife geführt. Die zwei freien Enden
wurden zusammengehalten und die gefaltete Faser wurde locker gestreckt,
so dass die Schleife so positioniert wurde, dass sie sich in der ungefähren Mitte
der Faser befand. Die Faser wurde locker durch zwei Figuren als eine
Führung
gehalten, um zu gewährleisten,
dass die Wickelungen eng zusammengepackt werden. Ein Winder wurde
zwischen 20 und 30 RPM für
die Länge
des Prostataabschnittes betrieben.
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Die
Wickelung begann von Punkt C. Nachdem der erste Ständer (B)
erreicht war, wurde die Faser dann über den Ständer in einem Winkel zu dem distalen
Abschnitt gebogen. Indem sie um 180° mehr gewunden wurde, um den
Konnektor auszubilden, reichte die Faser zum zweiten Ständer (A)
und ging dann über
ihn hinaus. Die Faser wird in eine senkrechte Position zum Blasdorn
zurückgezogen
und die distale Schleife wird sodann gewickelt. Eine Drahtbinde
wurde verwendet, um die Faser auf dem Blasdorn zu sichern. Die Anordnung
wurde unter Vakuum für
48 Stunden gelagert, um zu erlauben, dass sie vor dem Tempern trocknet.
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Vor
dem Tempern wurden die Ständer
von dem Blasdorn entfernt. Die gesamte Anordnung wurde in einem
Temperierofen gehängt
und bei 80° C
für 10
Stunden getempert. Der Stent wurde von dem Blasdorn entfernt und
in einem Stickstoffgefäß gelagert.
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Beispiel 3
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Ein
männlicher
Patient ist in geeigneter Weise anästhesiert und wird einem thermischen
Prostataablationseingriff unterzogen unter Verwendung herkömmlicher
Laserbehandlungsvorrichtungen. Nach erfolgreichem Abschluss des
chirurgischen Eingriffes wird ein Stent 10 der vorliegenden
Erfindung in den Urether und die Blase des Patienten in der folgenden
Art und Weise unter Verwendung eines Applikators 200 eingeführt. Der
Chirurg kürzt
den Stent auf die Größe. Der
Stent wird am Ende des Applikators platziert. Ein herkömmliches
Skop wird in den Hohlraum des Applikators eingeführt. Der Stent und der Applikator
werden mit einem wasserlöslichen Schmiermittel
medizinischer Qualität
eingeschmiert. Ein Flüssigkeitsreservoir
wird an den Applikator befestigt wie bei einem jeden standardmäßigen zystoskopischen
Eingriff. Der Stent wird in der Pars prostatica unter direkter Visualisierung
unter Verwendung eines Bildschirmes platziert. Wenn er einmal korrekt positioniert
ist, wird der Applikator entfernt und lässt den Stent in der Pars prostatica
zurück.
Etwa 28 Tage nach der Implantation absorbiert die äußere Beschichtung
oder baut sich ab, wodurch sich der Stent in eine weiche, flexible
Filamentstruktur umwandelt, die aus dem Harntrakt entfernt wird,
indem das Ende des Filamentes ergriffen und es aus dem Hohlraum gezogen
wird.
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Die
Stents der vorliegenden Erfindung weisen viele Vorteile gegenüber den
Stents nach dem Stand der Technik auf. Die Vorteile umfassen: Steifheit
(Hohlraumdurchgängigkeit)
für eine
vorgeschriebene Zeit; einen Abbau-/Absorptions-Erweichungsmechanismus,
wobei sich der Stent in ein leicht passagierfähiges/entfernbares Filament
erweicht; Biokompatibilität;
Mittel, um ein Wandern zu verhindern; Mittel, um nicht-invasiv den
Stent und seine Position durch Röntgen
zu überwachen,
etc.