DE60209056T2 - Element mit variabler Struktur für implantierbare Artikel, dazugehörige implantierbare Artikel und deren Herstellung - Google Patents

Element mit variabler Struktur für implantierbare Artikel, dazugehörige implantierbare Artikel und deren Herstellung

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DE60209056T2
DE60209056T2 DE2002609056 DE60209056T DE60209056T2 DE 60209056 T2 DE60209056 T2 DE 60209056T2 DE 2002609056 DE2002609056 DE 2002609056 DE 60209056 T DE60209056 T DE 60209056T DE 60209056 T2 DE60209056 T2 DE 60209056T2
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Andrea Bottelli
Maria 13040 Saluggia Curcio
Giovanni 10034 Chivasso Rolando
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Sorin Biomedica Cardio SpA
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Description

  • [0001]
    Die Erfindung betrifft im allgemeinen implantierbare Artikel und ist unter besonderer Berücksichtigung Ihrer möglichen Anwendung auf künstliche Prothesen für die perkutane Behandlung (schwach-invasive Chirurgie) von verschiedenen Gefäßerkrankungen, wie periphere Gefäßerkrankungen, die in verschiedenen anatomischen Bereichen entstehen können, entwickelt worden.
  • [0002]
    Im Stand der Technik sind verschiedene Typen von Gefäßprothesen (Transplantaten) bekannt, die zu Unterstützungsstrukturen kombiniert werden können, die zur Zeit als Stents bezeichnet werden, so dass Prothesen entstehen, die manchmal als „Stent-Grafts" bezeichnet werden.
  • [0003]
    Genau genommen haben die zur Zeit verwendeten Prothesen die Probleme des mechanischen Festhaltens und dem darauf beruhenden Verbleiben an einem Ort noch nicht vollständig gelöst.
  • [0004]
    Es sind Lösungen bekannt (siehe beispielsweise US-A-5 489 295 und US-A-5 562 726), die die Verwendung eines Fixierelementes mit traumatischen Mitteln vorsehen (beispielsweise bestehend aus Haken, die an den Enden der Prothese angeordnet sind), die dafür verantwortlich sind, das Gewebe in dem Bereich der Implantation beschädigt wird, wobei das Risiko besteht, dass nachteilige Phänome ne wie z.B. in besonders schweren Fällen innere Hämorrhagie verursacht werden, die den sofortigen Einsatz klassischer chirurgischer Behandlung notwendig macht.
  • [0005]
    Ein weiteres Problem besteht darin, dass die Prothese mit einem Verschlußsystem versehen werden muss, das zumindest an einem ihrer Enden angeordnet ist und geeignet ist, vollständig das Eindringen von Blut in den Raum zwischen der Innenwand des Gefäßes und der Außenwand der Prothese zu verhindern. Dieses Phänomen kann die Wahrscheinlichkeit des Wandern der Prothese erhöhen und in besonderen Fällen (beispielsweise in Fällen, wo die Prothese für die Reduzierung von Aneurysmen verwendet wird) kann das Phänomen des Eindringens Ursache für eine weitere nicht erwünschte Ausdehnung des Aneurysmas sein.
  • [0006]
    In der US-A-5 534 024 ist eine intraluminale Prothese (im folgenden werden die Begriffe „intraluminal" und „vaskulär" als äquivalent zueinander angesehen, ohne Rücksicht auf deren entsprechende Etymologie) beschrieben, die in ein Blutgefäß implantiert werden kann und eine röhrenförmige Struktur hat. Insbesondere ist es eine Struktur mit einer doppelten Wand, die in der Lage ist, eine oder mehrere Kammern zu bilden, die ein Fluid, wie z.B. Luft aufnehmen können und so die Ausdehnung und/oder Versteifung der Prothese ermöglichen.
  • [0007]
    Neben der innewohnenden Komplexität der Verwirklichung erscheint die Verwendung von Luft – als Fluid für das Aufblasen oder „Anschwellen" der Prothese – weit davon entfernt zu sein, mit der Verwendung in dem Umfeld des Gefäßsystemes unter Bedingungen, bei denen das lokale Ausströmen von Luft, selbst in geringsten Mengen, mit hoher Wahrscheinlichkeit das gefährliche Phänomen der Tromboginose auslöst, kompatibel zu sein.
  • [0008]
    Im Grundsatz ähnliche Überlegungen treffen auch auf die in den US-A-5 156 620, US-A-5 507 270 und US-A-5 554 180 beschriebenen Lösungen zu. In allen Fällen beruhen diese Lösungen auf der Bildung von Taschen in dem Körper der Prothese, die die Expansion der Prothese in situ durch deren Aufblasen oder Anschwellen mit Luft und/oder durch das Fixieren der Prothese an der Position der Implantation mit Hilfe der Injektion von aushärtbarem Kunststoffmaterial ermöglichen.
  • [0009]
    Wie bereits gesagt wurde, macht die Notwendigkeit, Luft in einen Gefäßbereich zu blasen verbunden mit der Gefahr des Auslösens des Phänomens der Koagulation, das entsprechende Verfahren des Eingriffs bedenklich. Überlegungen ähnlicher Art treffen auch auf das Problem zu, das mit einer möglichen Zusammensetzung des Kunststoffmaterials und des Katalysators, der für die Insitu Aushärtung vorgesehen ist, verbunden ist.
  • [0010]
    In der US-A-6 117 168 wird ein Vielschichtröhrenelement beschrieben, das zumindest eine erste Schicht aufweist, die aus einem Material besteht, das in der Lage ist, Flüssigkeit zu absorbieren, um so sein Volumen zu vergrößern. Diese erste Schicht ist an eine Schicht aus nicht-absorbierendem Material oder aus einem Material mit einer geringeren Absorptionskapazität gebunden, so dass eine Struktur entsteht, die in der Lage ist, sich als Ergebnis der Absorption einer Flüssigkeit, wie einer Blutflüssigkeit (z.B. Blut), radial auszudehnen.
  • [0011]
    Aus der US-A-6 159 240 ist ein Element für die annuloplastische Chirurgie bekannt, das eine im allgemeinen fadenförmige oder bandförmige Konformation hat. Das Element ist während der Bearbeitung und der Implantation relativ steif und wird nach seiner Implantation gefügiger.
  • [0012]
    Zuletzt wird in der italienischen Patentanmeldung T099A000218 im Namen des jetzigen Anmelders eine intraluminale Prothese, beispielsweise für die Korrektur eines Aneurysmas der Aorta, beschrieben, die einen Körper mit einer röhrenförmigen Wand aufweist, die an ein Verstärkungsmittel für die Unterstützung der röhrenförmigen Wand in einer ausgespreizten intraluminalen Position gekuppelt werden kann. Die Röhrenwand hat eine Struktur eines Stofftyps für eine gegebene Wanddicke mit zumindest einem intraparitalen Hohlraum, der durch die stoffartige Struktur begrenzt ist und in der Lage ist, zumindest einen entsprechenden Teil des Verstärkungsmittels, welches im wesentlichen durch ein oder mehrere Stent-Elemente repräsentiert wird, in einem engen Verhältnis aufzunehmen.
  • [0013]
    Die Lösungen, auf die zuvor Bezug genommen worden ist, gehören alle zu einem großen Gebiet der Forschung, was nicht nur durch die bereits zitierten Dokumente, sondern auch beispielsweise durch die folgenden US-Patente demonstriert wird: US-A-5 397 345, 5 104 399, 5 256 150, 5 275 622, 4 787 899, 5 507 771, 5 507 767, 5 041 126, 4 800 882, 4 580 568, 5 591 195, 5 042 707, 5 554 180, 4 655 771, 5 211 658, 4 878 906, 5 122 154, 4 562 596, 5 078 726, 4 740 207, 4 577 631, 5 456 712, 5 527 355, 5 556 414, 5 258 020, 4 512 338, 5 147, 370, 5 549 635, 4 140 126, 5 123 917, 4 922 905, 5 769 887, 5 133 732, 4 886 062, 5 443 499, 5 562 725, 5 556 426, 5 522 883, 5 609 627, 4 950 227, 5 549 663, 5 639 278, 5 092 877, 5 019 090, 5 591 229, 5 571 173, 5 571 170, 5 360 443, 5 219 355, 5 464 449, 5 591 226.
  • [0014]
    Für die Vollständigkeit der Darstellung ist es auch ratsam, das italienische Dokument IT-B-1278360 zu nennen. In diesem Dokument ist eine intraluminare vaskuläre Prothese, beispielsweise für die Korrektur eines Aneurysmas beschrieben, die einen röhrenförmigen Körper aufweist, der zumindest an einem seiner Enden mit einem Kragenteil versehen ist, so dass er in der Lage ist, in seinem Inneren eine unterstützende Struktur, wie beispielsweise einen Stent, aufzunehmen. Diese Lösung wird normalerweise verwirklicht, indem der Körper der Prothese an dem betroffenen Ende auf sich selbst zurückgefaltet wird, oder durch das Fixieren, typischerweise durch das Annähen eines hinzugefügten kragenförmigen Elements. Weitere Beispiele dieser Lösung sind in der US-A-5 769 882, US-A-3 991 767 und in der EP-A-0 547 530 beschrieben.
  • [0015]
    Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Element mit einer variblen Struktur für implantierbare Artikel bereitzustellen, das in der Lage ist, die Probleme, die mit den Lösungen gemäß dem Stand der Technik, die zuvor beschrieben wurden, verbunden sind, lösen kann.
  • [0016]
    Die Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Element gelöst, das die Eigenschaften aufweist, auf die insbesondere in den nachfolgenden Ansprüchen, Bezug genommen wird.
  • [0017]
    Die Erfindung betrifft sowohl dem implantierbaren Artikel als auch den entsprechenden Prozeß der Herstellung.
  • [0018]
    Genauer betrifft die Erfindung ein Element, das die Merkmale aufweist, die in der Präambel des Anspruchs 1 dargelegt sind, welche aus der US-A-5 769 882 bekannt ist.
  • [0019]
    Kurz gesagt erlaubt es die erfindungsgemäße Lösung, eine künstliche intraluminale Prothese zu erhalten, die mit einem biostabilen, biologisch abbaubaren und/oder bioabsorbierbaren synthetischen Polymermaterial beschichtet ist, und in der Lage ist, seine eigene Struktur durch Quellen zu verändern, um eine adäquate mechanische Festigkeit zu garantieren, eine Verschlußhandlung und/oder eine Unterstützungshandlung für die Prothese zu ermöglichen.
  • [0020]
    Insbesondere ermöglicht es die erfindungsgemäße Lösung künstliche intraluminale Prothesen zu erhalten, die zumindest teilweise eine poröse röhrenförmige Struktur haben, die aus einem Material beispielsweise in der Form eines gestrickten biokompatiblen Garns (beispielsweise PET, PTFE, etc.) besteht, an dem zumindest ein Element mit veränderbarer Struktur angeordnet ist. Das oben genannte Element weist beispielsweise eine Beschichtung eines hydrophilen Polymers an dem distalen Ende und/oder an dem proximalen Ende der Prothese auf. Wenn dieses Material einer Behandlung unterworfen wird, führt es zur Bildung eines dreidimensionalen Gitters und demzufolge zu einer Struktur, die im ganzen gesehen eine offene ist und die bei der Anwesenheit physiologischer Flüssigkeiten in der Lage ist, eine große Menge von Flüssigkeit (normalerweise Wasser) zu absorbieren. Das besagte Element zeigt daher ein Verhalten, bei dem es eine gute nicht traumatische mechanische Beschaffenheit für eine gewünschte Länge von Zeit annimmt, obwohl es ein weitestgehend konstantes Volumen behält, dies insbesondere im Bezug darauf, ob es sich als biostabiles biologisch abbaubares und/oder bioabsorbierbares Polymer verhält.
  • [0021]
    Das zuvor genannte Quellen (das im wesentlichen dem Verhalten eines Hohlkörpers ähnelt) sorgt für eine beachtliche mechanische Festigkeit, wobei es gleichzeitig den Verschluß des distalen und/oder des proximalen Endes der Prothese garantiert und so das mögliche Eindringen von Blut zwischen der Innenwand des behandelten Gefäßes und der äußeren Wand der Prothese verhindert.
  • [0022]
    Das Polymermaterial, das für die Beschichtung des Endes und/oder der Enden der Prothese verwendet wird, basiert auf einer Kombination von Polyvinylalkohol und einem Polysaccharid. Die Lösungen, die sich im Moment als am vorteilhaftesten herausgestellt haben, sehen die Verwendung eines Polyvinylalkohols und seiner Mischung mit natürlichen Polymeren wie z.B. Gellan und/oder Natriumalginat vor.
  • [0023]
    Es kann auch ein Polymer mit nachgewiesenen Eigenschaften der Thermosensitivität gewählt werden, um so die Modifikation seiner Beschaffenheit durch die Variation der Temperatur zu ermöglichen.
  • [0024]
    Eine erfindungsgemäße Prothese kann aber muß nicht mit einer unterstützenden Struktur, wie z.B. einem Stent, kombiniert werden. Die Unterstützungshandlung kann entweder verstärkt oder vollständig durch das Beschichten der Prothese, entweder teilweise oder vollständig, mit einem Polymer, das die zuvor genannten Eigenschaften aufweist, in Kombination mit verschiedenen natürlichen Polymeren und/oder Copolymeren, z.B. Hyaluronsäure, Chitosan und Dextran ersetzt werden.
  • [0025]
    In der zur Zeit bevorzugten Ausführungsform basiert die erfindungsgemäße Lösung auf der physikalischen Querver netzung, die auf wiederholten Zyklen des Gefrierens und Auftauens von wässrigen Lösungen von Polyvinylalkohol (PVA) beruht, was im Endergebnis ein Hydrogel mit einer hohen Quellkapazität ergibt.
  • [0026]
    Ein weiteres Merkmal der Erfindung sieht das Hinzufügung von therapeutischen Substanzen zu der Polymermischung vor, die dafür ausgelegt sind, das Phänomen der Tromboginese zu verhindern und/oder das Nachwachsen von Gewebe und/oder die Assoziierung von elastisch machenden Substanzen, die in der Lage sind, die Biostabilität der beschriebenen Beschichtung zu erhöhen, zu begünstigen.
  • [0027]
    Obwohl im Verlauf der folgenden Beschreibung prinzipiell Bezug auf die Verwendung als intraluminale Prothese (wie z.B. als vaskuläre Prothese) genommen wird, ist es klar, dass das erfindungsgemäße Element auch in anderen Implantationsumfeldern verwendet werden kann, z.B. in Verbindung mit Herzventilen (mit der Funktion als prosthetischer Ring) und/oder in Verbindung mit implantierbaren Artikeln verschiedensten Types und Kategorien, beinhaltend Leitungen für die Stimulation des Herzmuskels und/oder für die Bildgebung der Herzkammern.
  • [0028]
    Die vorliegende Erfindung wird nun unter Bezugnahme auf die angehängten Zeichnungen, ausschließlich im Sinne von nicht beschränkenden Beispielen, beschrieben, in denen:
  • [0029]
    1 und 2 schematische Darstellungen der Modalitäte für die Bildung eines erfindungsgemäßen Elements auf einem implantierbaren Artikel bestehend aus einer intraluminalen Prothese sind;
  • [0030]
    3 und 4 zwei guerschnitte jeweils entlang der Linien III-III aus 1 und IV-IV aus 2 sind; und
  • [0031]
    5 bis 10 verschiedene Ausführungsvarianten einer erfindungsgemäßen Lösung, ohne dabei den Rahmen einschränken zu wollen, illustrieren.
  • [0032]
    Ganz allgemein gesprochen ist es Ziel der vorliegenden Erfindung ein Element mit einer veränderbaren Struktur bereitzustellen, das mit implantierbaren Artikeln wie z.B. intraluminalen Prothesen verbunden werden kann. Die Modifikation der Struktur des Elementes ist derart, dass sie einen Effekt der Unterstützung/Versteifung des implantierbaren Artikels als Ganzem und insbesondere mit Bezug auf intraluminale Prothesen der proximalen und/oder distalen Bereiche der Prothese selbst bewirkt.
  • [0033]
    Im Sinne einer Einführung und als Integration davon werden im folgenden in der detaillierten Beschreibung eine Vielzahl von Überlegungen bezüglich Materialien mit bewiesener Biokompatibilität angestellt, die mit Bezug auf die der Erfindung zugrundeliegenden Kriterien verwendet werden können und insbesondere für die Bevorzugung der Verankerung einer intraluminalen vaskulären Prothese gemäß den Bedingungen, die die Basis der Erfindung bilden, geeignet sind.
  • [0034]
    Hier werden Materialien von synthetischer und/oder biologischer Natur berücksichtigt, die in der Lage sind, Hydrogele oder Filme zu bilden, die auf jeden Fall in Hydrogele umgewandelt werden, wenn sie hydratisiert werden. Die oben genannten Materialien bestehen generell aus hydrophilen Polymermolekülen, die untereinander mit Hilfe von chemischen Bindungen oder anderen Kohäsionskräften vernetzt sind.
  • Hydrogele
  • [0035]
    Diese Materialien sind in der Lage große Mengen von Wasser zurückzuhalten, wobei sie jedoch, sobald sie in geeigneter Weise behandelt werden, darin unlöslich sind. Diese Materialien sind vielseitig, da sie durch Copolymerisation von zwei oder mehr Monomeren mehr oder weniger hydrophil gemacht werden können. Ihre Fähigkeit, Wasser zu absorbieren, rührt von den an der Polymerkette angeordneten hydrophilen funkionellen Gruppen wie beispielsweise -OH, -NH2, -SO3H, -CONH2, -COOH her. Die Tatsache, dass diese Materialien unlöslich in Wasser sind hängt dagegen von der Anwesenheit einer dreidimensionalen Struktur aufgrund der Vernetzung zwischen den Polymerketten ab. Es gibt tatsächlich dreidimensionale Netzwerke, in denen die Vernetzungspunkte im allgemeinen durch kovalente oder ionische Bindungen gebildet werden.
  • [0036]
    Die Fähigkeit dieser Materialien, wässrige Lösungen zu absorbieren und zurückzuhalten (bezeichnet als „Quellen") und das anschließende Beibehalten eines konstanten Volumens verleiht den Hydrogelen nicht nur eine besondere Ähnlichkeit zu den stark hydratisierten Geweben des menschlichen Körpers, vor allem unter einem mechanischen Gesichtspunkt, sondern macht sie auch durchlässig für kleine Moleküle wie z.B. Sauerstoff, Nährstoffe und Metaboliten. Die weiche und gummiartige Konsistenz der geschwollenen Hydrogele minimiert die Irritation der Zellen und der umgebenden Gewebe aufgrund von Reibung, wobei die geringe Grenzflächenspannung mit der wässrigen Lösung die Absorption der Proteine aufgrund der großen Menge enthaltener Flüssigkeit reduziert.
  • PVA Hydrogele
  • [0037]
    Polyvinylalkohol (PVA) ist sowohl für seine Eigenschaften der Biokompatibilität und der Abwesenheit von Toxizität und seiner Verfügbarkeit am Markt zu geringen Kosten bekannt, und wird in großem Umfang für die Darstellung von Hydrogelen verwendet. Unter den verschiedenen Techniken, die zur Darstellung von PVA Hydrogelen verwendet werden, ist eine der interessantesten, die in dem japanischen Patent 57130543 im Namen von Nanbu Masao, Nippon Oil Co. Ltd, „Preparation of Gel" beschrieben ist. Diese Technik basiert auf physikalischem Vernetzen, das aus wiederholten Zyklen des Gefrierens und Auftauens einer wässrigen Lösung von PVA besteht. Die oben genannten Gefrier- und Auftauzyklen führen zur Bildung von Kristalliten, die als Zentren der Vernetzung zwischen den PVA-Ketten wirken, und im Endergebnis wird ein Hydrogel erhalten, das eine hohe Quellungskapazität aufweist.
  • PVA-basierte Filme und natürliche Polymere
  • [0038]
    PVA-basierte Filme und biologische Makromoleküle von polysaccharidartiger Natur, wie beispielsweise Gellan oder Natriumalginat, können mit Hilfe der Technik des Verdampfens des Lösungsmittels ausgehend von wässrigen Lösungen der zwei Polymere, die in Verhältnissen gemischt sind, um verschiedene Gewichtsverhältnisse zu erhalten, erhalten werden.
  • [0039]
    Insbesondere zeigt die Charakterisierung der Gellan-PVA-Filme, soweit PVA-basierte Filme und Gellan-basierte Filme betroffen sind, eine gute thermische und mechanische Stabilität der erhaltenen Filme, die eine dichte und homogene Struktur aufweisen. Die Tests zur Abgabe von PVA deuten darauf hin, dass die Behandlung mit Glutaraldehyd (GTA) geeignet ist, das Material zu stabilisieren, indem sie in beachtlichem Ausmaß den Verlust des synthetischen Polymers aus den verschiedenen Filmen in Wasser reduziert.
  • [0040]
    Quelltests wurden durchgeführt, indem der Durchmesser und die Dicke der Filme in Form von kleinen Scheiben bevor und nachdem die Scheiben in Wasser eingetaucht wurden, gemessen wurde.
  • [0041]
    Die oben genannten Tests zeigten eine beachtliche Zunahme der Dicke der Filme in Abhängigkeit von der Zusammensetzung, wobei der Durchmesser praktisch für alle Gellan/PVA-Verhältnisse größer als 20/80 konstant blieb.
  • [0042]
    Gellan (GE) oder Gellangummi ist der Name eines extrazellulären Polysaccharids, das von dem Mikroorganismus Sphingomonas Elodea produziert wird. Wenn es abgeschieden wird, beinhaltet dieses Polysaccharid O-Acetylgruppen, die leicht durch Hitzebehandlung mit alkalischen Lösungen entfernt werden können.
  • [0043]
    Gellan ist ein anionisches Heteropolysaccharid mit einem Molekulargewicht von ungefähr 0,5 × 106 Dalton. Es wird im großen Umfang in der Nahrungsmittelindustrie verwendet. Insbesonder erlaubte 1992 die US Food and Drug Administration seine Verwendung als Stabilisierungs- und Verdickungsmittel und in der Biotechnologie wird es aufgrund seiner Fähigkeit transparente Gele zu bilden, die säureresistent und hitzeresistent sind, verwendet. Andere Anwendungen beinhalten Deodorantgels und industrielle Gele und Filme.
  • [0044]
    Die Umwandlung der Gele hängt von einem hitzereversiblen Konformationsübergang ab, in dessen Folge sie von einem Zustand individuell umgeordneter Makromoleküle in einen geordneten Zustand, in dem zwei Makromoleküle in der Form einer Doppelhelix assoziiert sind, übergehen. Ein Makromolekül kann an der Bildung von mehr als einer Helix beteiligt sein. Auf diese Weise werden Bereiche der Verbindung zwischen Helices mit paralleler Ausrichtung gebildet und als Folge dessen entsteht Gel. Die Temperatur des Sol-Gel-Übergangs hängt von der Konzentration ab und liegt bei 30°C für Gellankonzentrationen von ungefähr 0,5 Gew.-%.
  • [0045]
    Gellan kann beispielsweise von der Firma Sigma-Aldrich s.r.l. Milan unter dem Handelsnamen „Gelrite Gellan Gum" bezogen werden. In den im folgenden dokumentierten Tests wurde das oben genannte Material für die Präparation von Membranen und von Eintauchungen entwickelt.
  • [0046]
    Polyvinylalkohol (PVA) ist ein allgemein zugängliches Produkt. Es kann beispielsweise von Sigma-Aldrich s.r.l. Milan mit einem molekularen Gewicht, das eine relativ große Bandbreite von 30000 bis 100000 umfaßt bezogen werden.
  • Experimentelle Tests
  • [0047]
    Eine erste Serie von experimentellen Tests, die von dem Anmelder durchgeführt wurden, hob die Tatsache hervor, dass in dem Fall der PVA- und Glycerin-basierten Systeme das PVA/Glycerin-Hydrogel mit 10% PVA und Glycerin 1:4 besonders bevorzugte Eigenschaften für die erfindungsgemäße Verwendung als Beschichtung für eine Prothese hat, dies sowohl mit Bezug auf seinen hohen Grad von Elastizität und seiner guten Fähigkeit an der Oberfläche der Prothese zu haften.
  • [0048]
    Im Falle der Gellan/PVA-basierten Mischung können gute Ergebnisse mit PVA/GE-Mischungen von 70/30 erhalten werden. In diesem Fall jedoch scheint die Fähigkeit der Haftung an der Oberfläche der Prothese weniger zufriedenstellend zu sein.
  • [0049]
    Ausgehend von den oben genannten Ergebnissen erscheint es im allgemeinen vorteilhaft in der Lage zu sein, den Prozentsatz der Quellung (z.B. in dem Bereich von 30%) zu optimieren, was eine drastische Reduktion der Dimension des Gels über alles vor der Implantation erlaubt.
  • [0050]
    Soweit PVA Hydrogele betroffen sind, hat es sich als nützlich erwiesen, Gellan zu der zuvor erhaltenen Lösung hinzuzufügen, um diesem einen höheren Prozentsatz der Quellung zu verleihen.
  • [0051]
    Bezüglich der PVA-Filme ist die gefundene Quellung beachtlich. Es ist deshalb wichtig, ein Prozentverhältnis mit Gellan zu ermitteln, das in der Lage ist, der Lösung eine Fähigkeit der Haftung an der Oberfläche der Prothese zu verleihen, die noch besser ist als die ist, die mit dem Verhältnis 70/30 erzielt wird.
  • [0052]
    In beiden Fällen ist es vorteilhaft, eine Alternative zu der Methode der Applikation des Films oder des Gels auf die Prothese durch die Optimierung des Tauchsystems, z.B. durch Identifizierung eines alternativen Systems oder durch die Herstellung einer speziellen Form zu haben.
  • [0053]
    In diesem Zusammenhang muss bemerkt werden, dass:
    • – die Dicke des Films oder des gequollenen Gels bevorzugt nicht 1 mm überschreiten sollte;
    • – der Film bevorzugt in Richtung der Außenseite des implantierbaren Artikels anschwellen sollte;
    • – das Element (der Film oder das Gel) normalerweise nicht das ganze Transplantat, sondern nur einen kleinen Streifen am Ende bedecken soll (z.B. ungefähr 1 cm für Prothesen, die einen Durchmesser von 26 mm haben und ungefähr 5 mm für Prothesen, die einen Durchmesser von 12 mm haben).
  • [0054]
    Die Dicke des Films oder des Gels muss so gleichmäßig wie möglich entlang des gesamten Umfangs der Prothese sein.
  • [0055]
    PVA/Gellan-Filme verschiedener Konzentrationen Eine Lösung aus Gellan und PVA wird verwendet, um einen dünnen Film zu bilden, der in der Lage ist, in einer wässrigen Lösung um das 100 bis 200%-fache seiner anfänglichen Dicke anzuschwellen.
  • [0056]
    Die Materialien, die für die Tests verwendet wurden, waren die folgenden:
    • – Polyvinylalkohol (PVA), 99 + hydrolisiert %, durchschnittliches Molekulargewicht: 30.000–100.000;
    • – Gellan (Gelrite Gellan Gum);
    • – destilliertes (oder entionisiertes) Wasser; und
    • – Teile von einer intraluminalen Prothese.
  • Testverfahren
  • [0057]
    Zwei Mengen von jeweils 1 g Gellan und PVA werden vorbereitet.
  • [0058]
    Zwei 250 ml Bechergläser mit 100 ml entionisiertem Wasser werden vorbereitet und auf Heizplatten, die auf eine Temperatur höher als 70°C eingestellt sind, gestellt.
  • [0059]
    Die Menge PVA wird mit einem Rührer in eines der beiden Bechergläser gegossen, während das Wasser noch kalt ist. Die Lösung verbleibt dort, um durch Aktivierung des Rührers aufzuheizen und die Vervollständigung der Lösung des Produktes in Wasser zu ermöglichen (dies geschieht im Bereich von höchstens einer Anzahl von Stunden).
  • [0060]
    Ein Thermometer wird in das zweite Becherglas eingesetzt und wenn die Temperatur 75°C übersteigt wird die Menge von Gellan hineingegossen. Die Zeit die nötig ist, um eine gute Lösung zu erhalten, liegt in dem Bereich von 3 bis 4 Stunden.
  • [0061]
    Für jede der oben genannten Lösungen werden Proben genommen, die in Petrischalen gegossen werden, um die Trockendicke zu kontrollieren (die Schalen werden ohne ihre Deckel auf eine perfekte horizontale Oberfläche in einem Abzug gestellt).
  • [0062]
    Gleichzeitig werden röhrenförmige Stücke von Prothesen vorbereitet (Polyestertransplantate), ungefähr 25 mm lang, und einige von diesen werden mit Hilfe eines Trägers in die eine Lösung und andere in die andere Lösung eingetaucht. Sie werden dann zum Abtropfen auf eine Spezialhalterung gehangen, wonach sie dann in einen Ofen zum Trocknen bei 60°C gelegt werden. Dieser Vorgang wird mehrmals ausgeführt, um eine ausreichende Dicke des Gels auf der Prothese zu erhalten. Der Vorgang insgesamt wird als „Eintauchen" definiert.
  • [0063]
    Die Proben werden dann einer Analyse am Rasterelektronenmikroskop (SEM Scanning Electron Microscope) unterworfen, um sowohl ihre Oberfläche als auch ihren Querschnitt zu untersuchen.
  • Test zur Quellung der Membranen
  • [0064]
    Die in den Petrischalen getrockneten Proben werden mit Hilfe einer Pinzette entnommen, wonach mit Hilfe einer Form mit normiertem Durchmesser eine Probenscheibe für jede Konzentration hergestellt wird. Jede Scheibe wird vermessen, um die effektive Anfangsdichte zu bestimmen. Anschließend wird jede Scheibe in 10 ml entionisiertes Wasser eingetaucht. Die Dicke wird nach verschiedenen Zeitintervallen (5 Minuten, 10 Minuten, 20 Minuten, 30 Minuten, 1 Stunden, 2 Stunden, 4 Stunden) gemessen, um den Prozentsatz der Quellung und die Kinetik der Quellung zu bestimmen.
  • [0065]
    Der Grad der Quellung des Materials in der Form eines Films kann durch das Verhältnis zwischen der Veränderung des Volumens nach dem Aufenthalt im Wasser und dem Volumen des trockenen Films nach der folgenden Gleichung bestimmt werden: S% = [(Vn Vo)/Vo] × 100 worin Vo das Ausgangsvolumen des Fims im trockenen Zustand, Vn das entsprechende Volumen zu der Zeit n und S% der prozentuale Anteil der Quellung ist.
  • [0066]
    Die Messungen werden direkt an der Probe durchgeführt (jede Überprüfung ist der Durchschnitt von fünf Messungen, die nacheinander an geringfügig unterschiedlichen Positionen durchgeführt werden).
  • [0067]
    Die Zunahme des Prozentsatzes von Gellan mit Bezug auf PVA führt zu einer erheblichen Zunahme des Prozentsatzes der Quellung des Filmes. In den durchgeführten Tests werden Prozentsätze der Quellung in dem Bereich von 100 bis 400 gefunden. Durch diese Ergebnisse ist es möglich, die für die jeweiligen besonderen Anforderungen am besten geeignete Lösung auszuwählen.
  • Dampfphasenvernetzung
  • [0068]
    Um ein stabiles Polymer zu erhalten, wird dessen Vernetzung mit Hilfe von chemischer Behandlung, die den Einsatz von Glutaraldehyd vorsieht, erzielt.
  • [0069]
    Im allgemeinen sind die so erhaltenen Materialien unlöslich in wässrigen Umgebungen, obwohl sie die Fähigkeit bewahren, beachtliche Mengen von Wasser zu absorbieren.
  • [0070]
    Um die Quellungstests auszuführen, werden die beschichteten Transplantate Tests unterworfen, die weitestgehend ähnlich zu denen sind, die für die Polymerfilme durchgeführt worden sind.
  • [0071]
    Kleine Teile des imprägnierten Transplantats (Quadrate mit einer jeweiligen Seitenlänge von ungefähr 4 mm) wurden ausgeschnitten und die Proben wurden in Petrischalen gelegt und mit 10 ml entionisiertem Wasser angefeuchtet.
  • [0072]
    In regelmäßigen Abständen (2,5 Minuten, 5 Minuten, 10 Minuten, 30 Minuten, 1 Stunde, 2 Stunden) wurden Messungen der Dicke durchgeführt, um den Grad der Quellung zu bestimmen
  • [0073]
    Wenn die Kinetik der Veränderung der Dicke genau beobachtet wird, kann beobachtet werden:
    • – der Prozentsatz der Quellung nimmt für alle getesteten verschiedenen Lösungen proportional ab (Vernetzung ändert die Anfangsparameter nicht);
    • – vernetzte Lösungen tendieren dazu, nach einem rapiden Wachstum in den ersten 10 Minuten, sich nach ungefähr einer halben Stunde zu stabilisieren und dann konstant zu bleiben bis 2 Stunden vergangen sind;
    • – im Gegensatz dazu nehmen die nicht vernetzten Lösungen schneller zu (der Höhepunkt der Quellung wird in den ersten 10 Minuten erreicht), danach neigt die Dicke dazu mit einer konstanten Rate abzunehmen.
  • [0074]
    Um ein besseres Verständnis der Kinetik der vernetzten und der nicht vernetzten Lösungen zu gewinnen, wurden die Tests mit einer Mehrzahl von Transplantatproben, die mit der selben Anzahl von Schichten aus PVA/GE 80/20 bedeckt sind, durchgeführt. Die Hälfte der Proben war vernetzt.
  • [0075]
    Die Quellungstests wurden entsprechend der zuvor verwendeten Verfahren durchgeführt.
  • [0076]
    Die so erhaltenen vernetzten Proben waren sehr viel stabiler als die nicht vernetzten, bei denen nachgewiesen werden konnte, dass sie nach der anfänglichen Quellung Substanzen in die 10 ml entionisiertes Wasser, in das sie eingetaucht waren, abgegeben hatten, die ungefähr auf 30% geschätzt werden können. Um die Menge an Gellan und PVA, die im Wasser gelöst wurden, zu bestimmen, wurden Abgabetests durchgeführt.
  • Test für die Abgabe von PVA
  • [0077]
    Die quantitative Bestimmung des PVA wurde unter Verwendung einer Methode durchgeführt, die den Einsatz von Jod vorsieht.
  • [0078]
    Dieses bindet bei Anwesenheit von Borsäure, die als Stabilisator wirkt, den PVA in dem es einen gefärbten Komplex bildet, der spektrophotometrisch bei 690 nm detektiert werden kann. Die Methode hat eine Empfindlichkeit im Bereich zwischen 0 bis 20 mg pro Liter. Die verwendete Methode wird im folgenden beschrieben.
  • [0079]
    Bei Anwesenheit von freiem PVA entsteht unmittelbar eine grünliche Färbung, die von dem Spektrometer detektiert wird.
  • [0080]
    Die Lösung, die aus der nicht vernetzten Probe hergestellt wurde, erfuhr eine Farbveränderung nach grün, während die andere Lösung die selbe Farbe behielt wie die Grundlösung.
  • Test für die Abgabe von Gellan
  • [0081]
    Die quantitative Bestimmung des von dem Gellan/PVA-Film abgegebenen Gellan, sowohl für ihn als solchen als auch für den vernetzten, wurde nach einer in der Literatur bekannten spektrophotometrischen Methode durchgeführt, die auf der sauren Hydrolyse des Polysaccharids basiert.
  • [0082]
    Die nachfolgende Reaktion der Monosaccharide, die mit Hilfe von Cobazol hervorgerufen wird, liefert eine violette Färbung, die bei 530 nm detektiert wird.
  • [0083]
    Die Methode hat eine Empfindlichkeit innerhalb des Bereichs von 0 bis 40 μg/ml.
  • [0084]
    Die durchgeführten Tests zeigten, dass die Vernetzung auf beide Elemente der Lösung wirkt, wodurch die abgegebene Menge auf die Grenze der Empfindlichkeit der Methode der Messung reduziert wurde.
  • Darstellung von PVA/Gellan Hydrogelen mit verschiedenen Konzentrationen
  • [0085]
    Die Materialien, die für die Darstellungstests verwendet wurden, waren die folgenden:
    • – Polyvinylalkohol (PVA), 99 + hydrolisiert %, durchschnittliches Molekulargewicht: 30.000 bis 100.000;
    • – Gellan (Gelrite Gellan Gum);
    • – Glycerol oder Glycerin erhältlich von Sigma Aldrich s.r.l. Milan;
    • – destilliertes (oder entionisiertes) Wasser; und
    • – Teile einer intraluminalen Prothese.
  • [0086]
    Vorschrift für PVA/GE 80/20 und 70/30 Lösungen, mit Glycerol in einem PVA/Glycerol-Verhältnis von 1:4.
  • [0087]
    Für 100 ml der Lösung wurden zwei 5 g Mengen von PVA hergestellt.
  • [0088]
    Wenn eine PVA/GE 80/20 Lösung hergestellt werden soll, ist es nötig, die entsprechende Menge von Gellan zu be rechnen, was mit Hilfe der folgenden Gleichung möglich ist: 5:80 = x:20wobei x die Menge des vorzubereitenden Gellan ist: x = (20 × 5)/80 = 1,25 g Gellan.
  • [0089]
    Demzufolge wurden 1,25 g Gellan vorbereitet.
  • [0090]
    Im Fall der 70/30-Lösung betrug die Menge des vorzubereitenden Gellan 2,14 g. Angesichts der Tatsache, dass das Verhältnis zwischen PVA und Glycerin 1:4 ist, werden 20 + 20 g Glycerin in zwei Petrischalen gegossen.
  • [0091]
    Zwei 200 ml Flaschen mit Stopfen werden mit jeweils 100 ml entionisiertem Wasser gefüllt und auf Heizplatten, die auf eine Temperatur von ungefähr 95°C eingestellt sind, gestellt.
  • [0092]
    Sobald die Temperatur des Wassers in den zwei Flaschen 80°C überschreitet, wird die Menge an Gellan zu jeder Flasche hinzugefügt.
  • [0093]
    Sobald sich das Gellan vollständig in dem Wasser aufgelöst hat, wird der PVA hinzugefügt.
  • [0094]
    Sobald sich der PVA vollständig in der Wasser-Gellan-Lösung aufgelöst hat, wird das Glycerin hinzugefügt. Von diesen Lösungen werden 10 ml und 5 ml entnommen und in zwei Petrischalen gegeben, um die Trockendichte zu überprüfen.
  • [0095]
    Stücke von röhrenförmigen Transplantaten (Polyestertransplantaten), ungefähr 25 mm lang, werden vorbereitet und mit Hilfe einer Halterung in die jeweiligen Lösungen eingetaucht und dann zum Abtropfen auf eine spezielle Halterung gehängt, wonach sie dann in einen Ofen bei 60°C zum Trocknen gelegt werden. Dieser Vorgang wird mehrmals wiederholt, um eine angemessene Dicke des Gels auf dem Transplantat zu erhalten.
  • [0096]
    Die Hydrogele werden mit Hilfe der Gefrier- und Auftaumethode erhalten, beispielsweise durch eine Serien von acht Zyklen des Gefrierens und des Auftauens, die den Hydrogelen die notwendigen Eigenschaften des Quellens verleihen.
  • [0097]
    Mit Ausnahme des ersten Zyklusses, der aus dem Halten der Proben in einem Tiefkühlschrank über Nacht bei –20°C (sogenannter „Übernachtzyklus") und dem anschließenden Auftauen bei Raumtemperatur für ungefähr eine halbe Stunde besteht, sehen die anderen sieben Zyklen einen Gefrierschritt, der eine Stunde bei wiederum –20°C dauert, gefolgt von einem Auftauschritt, der 30 Minuten bei Raumtemperatur dauert, vor.
  • [0098]
    Die so erhaltenen Hydrogele sind bereit, um Trocknungs-Quellungstests in Wasser unterworfen zu werden, um die Dicke und die Elastizität des Materials nach dem Verlust von Wasser und der nachfolgenden Rehydratisierung zu bestimmen.
  • [0099]
    Das Bedürfnis, eine einheitliche Schicht von Polymer auf die Oberfläche der Prothese aufzubringen, weckt das Bedürfnis eine Methode für das Aufbringen des Polymers zu entwickeln, die alternativ zum reinen Eintauchen ist.
  • [0100]
    Das Verfahren garantiert weiterhin eine minimale Dicke des Films auf der Innenseite der Prothese, die auf jeden Fall den Kontakt mit der äußeren Schicht des Films aufrechterhalten wird.
  • [0101]
    Das Verfahren sieht die Verwendung einer Spindel vor, die an einem Motor befestigt ist, der sie mit einer einstellbaren Umdrehungszahl pro Minute antreibt, wobei das Transplantat auf die Spindel aufgesetzt wird und die zwei Enden (ungefähr 5 mm auf jeder Seite) des Transplantats freibleiben. Nachdem der Film auf die äußere Oberfläche der freien Enden aufgebracht worden ist, wird die Geschwindigkeit der Spindel auf die minimale Umdrehungszahl pro Minute eingestellt, um die gleichmäßige Verteilung der Filmschicht zu gewährleisten.
  • [0102]
    Die abgeschiedene Filmschicht neigt dazu, innerhalb einer Stunde zu trocknen. Es ist deshalb notwendig, ausreichend häufig Lösung alle 30 bis 40 Minuten hinzuzufügen.
  • [0103]
    Analysen, die unter einem Rasterelektronenmikroskop (SEM) und unter einem optischen Mikroskop durchgeführt wurden, zeigen z.B, dass eine Probe, die nach dem achtmaligen Aufbringen von Polymer erhalten wurde (am Ende davon wird die Prothese in einen Ofen gelegt und bei 37°C über Nacht zum Trocknen aufbewahrt) exzellente Einheitlichkeit des Polymers (ungefähr 10 μm) über die Oberfläche der Prothese aufweist.
  • [0104]
    Insbesondere kann die gerade beschriebene Methode zur Bildung von ringförmigen Unterstützungs- und/oder Verschließungsstrukturen an einem oder beiden Enden (z.B. den proximalen und distalen Enden) einer intraluminalen Prothese verwendet werden, wie dies im Ganzen durch die 1 und 2 erklärt wird.
  • [0105]
    Wenn die absolute Allgemeingültigkeit des Kontexts der Anwendung der Erfindung berücksichtigt werden soll, wird die in Frage stehende Prothese 1 einfach in Form einer röhrenförmigen Struktur dargestellt, dies völlig unabhängig von den spezifischen Wegen, auf denen die Prothese hergestellt werden kann (die als nach dem Stand der Technik bekannt gelten, und deshalb hier keine detaillierte Beschreibung benötigen).
  • [0106]
    Insbesondere bezeichnen die Bezugsziffern 10 und 20 zwei bandartige oder fadenartige ringförmige Strukturen, die an dem proximalen Ende und/oder dem distalen Ende der Prothese 1 ausgebildet sind. Es ist klar, dass jede der Strukturen 10, 20 sich exakt an den Enden oder mit einem gewissen Abstand zu den Endkanten oder nahe am Rand des korrespondierenden Endes erstrecken kann. In diesem Zusammenhang wird in beiden 1 und 2 das Vorhandensein eines Kragens 101, der das ringförmige Element 10 von dem homologen Ende der Prothese 1 trennt, bemerkt werden.
  • [0107]
    Die Bezugsziffer 40 bezeichnet die zuvor benannte Spindel, wobei 50 als Ganzes den Pinsel (oder strukturell äquivalente Elemente) der für die Ausbildung der Elemente 10, 20 verwendet wird, bezeichnet.
  • [0108]
    Die in den 1 und 3 gezeigte Lösung ist im Ganzen, mit Bezug auf die vorliegende Erfindung, äquivalent zu der, die in den 2 und 4 gezeigt wird. Die letztgenannten Figuren unterscheiden sich von den 1 und 3 nur dadurch, dass die Prothese oder der implantierbare Artikel 1 ein röhrenförmiges Element für die Ausdehnung und die Unterstützung des Types, der zur Zeit mit „Stent" bezeichnet wird, tragen (in es eingesetzt, wie es in dem dargestellten Beispiel gezeigt ist). Das Element ist mit 30 in den angefügten Zeichnungen bezeichnet.
  • [0109]
    Die 5 bis 10 illustrieren (wiederum ohne irgendeine Absicht den Bereich der Erfindung zu begrenzen) eine Vielzahl von möglichen Varianten der Anwendung der erfindungsgemäßen Lösung für intraluminale Prothesen, die eine insgesamt röhrenförmige Struktur haben.
  • [0110]
    Insbesondere beziehen sich die 5 und 6 auf die Möglichkeit, ein erfindungsgemäßes Unterstützung/Verschlusselement sowohl nur an einem Ende (siehe das Element 20 in 5) als auch beiden Enden (siehe die Elemente 10 und 20 in 6) der Prothese 1 vorzusehen.
  • [0111]
    7 zeigt, dass die erfindungsgemäße Lösung nicht nur geeignet ist, die Handlung der Unterstützung/Verschluss an den Enden der Prothese 1 durchzuführen, sondern auch praktisch über die gesamte Längserstreckung der Prothese 1.
  • [0112]
    In dem speziellen Fall des Beispiels, das in 7 dargestellt ist, ist zusätzliche zu den Endelementen 10 und 20 das Anbringen eines Elementes 60 auf der Prothese 1 vorgesehen, das in sich selbst strukturell identisch mit den Elementen 10 und/oder 20 ist, aber sich über die gesamte Längserstreckung der Prothese 1 entlang eines helikalen Fadens erstreckt.
  • [0113]
    Es ist offensichtlich, dass die Erstreckung entlang eines helikalen Fadens hier nur im Sinne eines Beispiels angegeben ist: die Erstreckung kann natürlich vollständig an ders sein, beinhaltend beispielsweise eine Anordnung von ringförmigen Bändern oder Fäden, die grundsätzlich ähnlich zu den Elementen 10 und 20 sind, die über die Länge der Prothese 1 verteilt sind, oder ein weitestgehend durchgehendes Element, das sich entlang eines Pfades erstreckt, der sich von einem helikalen Pfades unterscheidet, z.B. einem Zickzack-Pfad.
  • [0114]
    Wiederum muss sich das Zwischenelement 60 nicht notwendigerweise über die gesamte Längserstreckung der Prothese 1 erstrecken, unter der Annahme, dass ein solches Element nur ein Teil der gesamten Länge der Prothese 1 betreffen kann. Wiederum, in dem Fall eines helikalen Pfades (oder eines äquivalenten Pfades), kann das Element 60 auf die Prothese 1 mit einer Neigung, die sich von einer konstanten Neigung unterscheidet (wie das in dem Schema, das in den 7 und 8 illustrierten Schema der Fall ist) aufgebracht werden, so dass selektiv variable Neigungen verwirklicht werden können, um unterschiedliche Bereiche der Längserstreckung der Prothese 1 alternativ und relativ fester oder gefügiger zu machen.
  • [0115]
    Die Lösungen, die in den 8 bis 10 dargestellt sind, sind jeweils ähnlich zu den Lösungen, die in den 5 bis 7 dargestellt sind und die gerade beschrieben worden sind, mit dem Unterschied, der durch die Anwesenheit eines Stent-Elements, das als Ganzes mit 30 bezeichnet wird, innerhalb der Prothese 1 in den 8 bis 10 verwirklicht wird.
  • [0116]
    Die Positionierung und/oder die Insitoausbreitung von Artikel, wie denen, die in den Figuren der angehängten Zeichnungen illustriert sind, kann nach bekannten Bedingungen erfolgen, die deshalb hier nicht wiederholt werden müssen.
  • [0117]
    Natürlich können ohne Vorurteil gegenüber dem Prinzip der Erfindung die Details der Konstruktion und der Ausführung mit Bezug auf das was hier beschrieben und dargestellt worden ist in hohem Maße variieren, ohne dass dabei der Rahmen der vorliegenden Erfindung, wie sie durch die nachfolgenden Ansprüche definiert wird, verlassen wird.

Claims (35)

  1. Ein Element mit variabler Struktur zur Verbindung mit einem implantierbaren Artikel (1), wobei das Element aus einem Körper (1, 20, 60) besteht, der in der Lage ist, eine große Menge Flüssigkeit zu absorbieren, um als Folge der Absorption der großen Menge Flüssigkeit einen gewissen Grad an mechanischer Stabilität erhalten, und der besagte Körper (10, 20, 60) polymerbasiert ist, dadurch gekennzeichnet, daß der besagte Körper (10, 20, 60) eine Polyvinylalkohol (PVA)-basis hat und in dem Körper (10, 20, 60) ein Polysaccharid vorhanden ist.
  2. Das Element nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) eine offene Struktur aufweist.
  3. Das Element nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die offene Struktur die Form eines dreidimensionalen Gitters aufweist.
  4. Das Element nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) im wesentlichen als Hohlkörper gestaltet ist.
  5. Das Element nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß während der Absorption der großen Menge Flüssigkeit der Körper (10, 20, 60) im wesentlichen ein konstantes Volumen behält.
  6. Das Element nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) aus einer Mischung von natürlichen Polymeren besteht.
  7. Das Element nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die natürlichen Polymere aus der Gruppe bestehend aus Gellan, Natriumalginat, Hyaluronsäure, Chitosan, Dextran sowie Kombinationen von diesen gewählt sind.
  8. Das Element nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) aus einem Material besteht, das temperaturempfindliche Eigenschaften aufweist, so daß es in der Lage ist, seine Beschaffenheit bei Variation der Temperatur zu verändern.
  9. Das Element nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper hydrogelbasiert ist.
  10. Das Element nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß das Hydrogel ausgehend von wässrigen Lösungen, die einem Gefrieren und Auftauen unterworfen werden, erhalten wird.
  11. Das Element nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß dem Körper (10, 20, 60) Substanzen hinzugegeben sind, die aus folgender Gruppe ausgewählt sind: – Substanzen, die in der Lage sind, das Phänomen von Thrombogenesis zu verhindern; – Substanzen, die in der Lage sind, das Nachwachsen von Gewebe zu begünstigen; und/oder – verformbare Substanzen.
  12. Das Element nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) aus Materialien besteht, die in der Lage sind, Hydrogele oder Filme, die durch Hydratisierung in Hydrogele umgewandelt werden können, zu bilden.
  13. Das Element nach Anspruch 1 oder 12, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) aus hydrophilen Polymermolekülen besteht, die miteinander vernetzt sind.
  14. Das Element nach Anspruch 1 oder 6, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) aus wässrigen Lösungen von Polymeren, die in Mengen gemischt werden, so daß die ermittelten Gewichtsverhältnisse erhalten werden, und durch nachfolgendes Verdampfen des Lösungsmittels gebildet wird.
  15. Das Element nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Polysaccharid aus der Gruppe Gellan, Natriumalginat und deren Kombinationen gewählt ist.
  16. Das Element nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) aus Polyvinylalkohohl und Gellan besteht.
  17. Das Element nach einem der Ansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) einen Zusatz Glyzerin enthält.
  18. Das Element nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß das Verhältnis zwischen Gellan und Polyvinylalkohol zwischen 5/95 und 20/80 ist.
  19. Das Element nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß das Verhältnis 20/80 beträgt.
  20. Das Element nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) aus einem Polymer besteht, das vernetzt worden ist.
  21. Das Element nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) aus einem Polymer besteht, das durch chemische Behandlung vernetzt worden ist.
  22. Das Element nach Anspruch 21, dadurch gekennzeichnet, daß das besagte Polymer ein Polymer ist, das durch die Verwendung von Glutaraldehyd (GTA) vernetzt wurde.
  23. Das Element nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Herstellung der Hydrogele wiederholte Zyklen von Gefrieren und Auftauen beinhaltet.
  24. Ein implantierbarer Artikel, dadurch gekennzeichnet, daß mit ihm ein Element mit modifizierbarer Struktur (10, 20, 60) nach einem der Ansprüche 1 bis 23 verbunden ist.
  25. Das Implantat nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß das Element in Form einer ringförmigen Struktur (10, 20, 60) angewendet wird.
  26. Das Implantat nach Anspruch 24 oder Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß das Element mit modifizierbarer Struktur mit einer generell helikalen Anordnung versehen wird.
  27. Der implantierbare Artikel nach einem der Ansprüche 24 bis 26, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung (1) aus einer Prothese von insgesamt röhrenförmiger Gestalt besteht, mit der das Element mit modifizierbarer Struktur (10, 20, 60) als Element der Festigung und/oder Verstärkung verbunden ist.
  28. Der implantierbare Artikel nach Anspruch 27, dadurch gekennzeichnet, daß das Element mit modifizierbarer Struktur eine insgesamt ringförmige Form (10, 20) besitzt und zumindest mit einem Ende der röhrenförmigen Prothese (1) verbunden ist.
  29. Der implantierbare Artikel nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß das Element mit modifizierbarer Struktur (60) eine Verstärkung enthält, die sich über den Körper des implantierbaren Artikels erstreckt.
  30. Der implantierbare Artikel nach einem der Ansprüche 24 bis 29, dadurch gekennzeichnet, daß das Element mit modifizierbarer Struktur (10, 20, 60) zumindest teilweise an der Außenfläche des implantierbaren Artikels (1) angebracht ist.
  31. Der implantierbare Artikel nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß das Element mit modifizierbarer Struktur (10, 20) an der Außenfläche des implantierbaren Artikels (1) eine dichtende Anordnung zwischen dem implantierbaren Artikel und dem behandelnden Hohlraum bildet.
  32. Der implantierbare Artikel nach einem der Ansprüche 24 bis 31, dadurch gekennzeichnet, daß er zusätzlich eine unterstützende Struktur von Stent-Typ beinhaltet.
  33. Ein Verfahren, um einen implantierbaren Artikel nach einem der Ansprüche 24 bis 32 herzustellen, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) des Elements mit modifizierbarer Struktur auf den implantierbaren Artikel durch Eintauchen aufgebracht wird.
  34. Das Verfahren, um einen implantierbaren Artikel nach einem der Ansprüche 24 bis 32 herzustellen, dadurch gekennzeichnet, daß der Körper (10, 20, 60) des Elements mit modifizierbarer Struktur auf den implantierbaren Artikel durch Ausprägen aufgebracht wird (50).
  35. Das Verfahren nach Anspruch 34, angewendet auf einen implantierbaren Artikel mit röhrenförmiger Gestalt, dadurch gekennzeichnet, daß es die Operationen beinhaltet: – Befestigung des implantierbaren Artikels (1) an einer sich drehenden Spindel (40); – Kontrolle der Rotation von besagter Spindel (40) und des daran befestigten implantierbaren Artikels (1); – Bereitstellung einer Quelle (50) zur Versorgung mit Material, das den Körper (10, 20, 60) des Elements mit modifizierbarer Struktur bilden kann; und – Annähern besagter Quelle (50) an den implantierbaren Artikel (1), der durch besagte Spindel (50) in Rotation versetzt wird, Festlegung der Aufbringung des besagten Materials auf den implantierbaren Artikel in Abhängigkeit von einem Rotationsweg.
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Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6656216B1 (en) * 2001-06-29 2003-12-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Composite stent with regioselective material
US7156871B2 (en) * 2004-10-28 2007-01-02 Cordis Neurovascular, Inc. Expandable stent having a stabilized portion
EP1954327A4 (de) * 2005-12-01 2012-03-28 Innograft Llc Verfahren zur ionischen vernetzung von polysaccharidmaterial für dünnfilmanwendungen und daraus hergestellte produkte
US20070213813A1 (en) 2005-12-22 2007-09-13 Symetis Sa Stent-valves for valve replacement and associated methods and systems for surgery
US20080073022A1 (en) * 2006-05-12 2008-03-27 Abbott Laboratories Multi-piece pva models with non-brittle connections
US8246973B2 (en) 2006-06-21 2012-08-21 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Freeze-thaw method for modifying stent coating
US20080132991A1 (en) * 2006-11-30 2008-06-05 Leonard Pinchuk Method for Ionically Cross-Linking Gellan Gum for Thin Film Applications and Medical Devices Produced Therefrom
CA2703665C (en) 2007-10-25 2016-05-10 Symetis Sa Stents, valved-stents and methods and systems for delivery thereof
WO2009101518A3 (en) * 2008-02-15 2010-10-14 Association For The Advancement Of Tissue Engineering And Cell Based Technologies & Therapies (A4Tec) Gellan gum based hydrogels for regenerative medicine and tissue engineering applications, its system, and processing devices
CN102639635A (zh) * 2009-06-04 2012-08-15 雷泰克F3技术有限合伙公司 快速膜形成水基屏障涂层
WO2015055652A1 (en) 2013-10-14 2015-04-23 Symetis Sa Prosthesis seal
EP2907530A1 (de) * 2014-02-12 2015-08-19 Niob, Sagl Ausrüstung zur Herstellung gelierter Strukturen innerhalb menschlicher oder tierischer Körper für medizinische Zwecke

Family Cites Families (60)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3991767A (en) * 1973-11-02 1976-11-16 Cutter Laboratories, Inc. Tubular unit with vessel engaging cuff structure
US4140126A (en) * 1977-02-18 1979-02-20 Choudhury M Hasan Method for performing aneurysm repair
DE3342798T (de) * 1982-04-30 1985-01-10
US4512338A (en) * 1983-01-25 1985-04-23 Balko Alexander B Process for restoring patency to body vessels
US5275622A (en) * 1983-12-09 1994-01-04 Harrison Medical Technologies, Inc. Endovascular grafting apparatus, system and method and devices for use therewith
US4787899A (en) * 1983-12-09 1988-11-29 Lazarus Harrison M Intraluminal graft device, system and method
US5104399A (en) * 1986-12-10 1992-04-14 Endovascular Technologies, Inc. Artificial graft and implantation method
US4562596A (en) * 1984-04-25 1986-01-07 Elliot Kornberg Aortic graft, device and method for performing an intraluminal abdominal aortic aneurysm repair
US4580568A (en) * 1984-10-01 1986-04-08 Cook, Incorporated Percutaneous endovascular stent and method for insertion thereof
US4577631A (en) * 1984-11-16 1986-03-25 Kreamer Jeffry W Aneurysm repair apparatus and method
DE3640745A1 (de) * 1985-11-30 1987-06-04 Ernst Peter Prof Dr M Strecker Katheter zum herstellen oder erweitern von verbindungen zu oder zwischen koerperhohlraeumen
US4878906A (en) * 1986-03-25 1989-11-07 Servetus Partnership Endoprosthesis for repairing a damaged vessel
US4740207A (en) * 1986-09-10 1988-04-26 Kreamer Jeffry W Intralumenal graft
US5041126A (en) * 1987-03-13 1991-08-20 Cook Incorporated Endovascular stent and delivery system
US4800882A (en) * 1987-03-13 1989-01-31 Cook Incorporated Endovascular stent and delivery system
US5133732A (en) * 1987-10-19 1992-07-28 Medtronic, Inc. Intravascular stent
US4886062A (en) * 1987-10-19 1989-12-12 Medtronic, Inc. Intravascular radially expandable stent and method of implant
US5019090A (en) * 1988-09-01 1991-05-28 Corvita Corporation Radially expandable endoprosthesis and the like
US5092877A (en) * 1988-09-01 1992-03-03 Corvita Corporation Radially expandable endoprosthesis
US4950227A (en) * 1988-11-07 1990-08-21 Boston Scientific Corporation Stent delivery system
US5078726A (en) * 1989-02-01 1992-01-07 Kreamer Jeffry W Graft stent and method of repairing blood vessels
US5123917A (en) * 1990-04-27 1992-06-23 Lee Peter Y Expandable intraluminal vascular graft
US5578071A (en) * 1990-06-11 1996-11-26 Parodi; Juan C. Aortic graft
US5360443A (en) * 1990-06-11 1994-11-01 Barone Hector D Aortic graft for repairing an abdominal aortic aneurysm
US5122154A (en) * 1990-08-15 1992-06-16 Rhodes Valentine J Endovascular bypass graft
US5258020A (en) * 1990-09-14 1993-11-02 Michael Froix Method of using expandable polymeric stent with memory
CA2052354C (en) * 1990-10-03 1999-08-17 Hector Daniel Barone Balloon device for implanting an aortic intraluminal prosthesis for repairing aneurysms
US5507771A (en) * 1992-06-15 1996-04-16 Cook Incorporated Stent assembly
US5042707A (en) * 1990-10-16 1991-08-27 Taheri Syde A Intravascular stapler, and method of operating same
US5156620A (en) 1991-02-04 1992-10-20 Pigott John P Intraluminal graft/stent and balloon catheter for insertion thereof
CA2065634C (en) 1991-04-11 1997-06-03 Alec A. Piplani Endovascular graft having bifurcation and apparatus and method for deploying the same
US5147370A (en) * 1991-06-12 1992-09-15 Mcnamara Thomas O Nitinol stent for hollow body conduits
US5304220A (en) * 1991-07-03 1994-04-19 Maginot Thomas J Method and apparatus for implanting a graft prosthesis in the body of a patient
EP0539237A1 (de) 1991-10-25 1993-04-28 Cook Incorporated Ausbreitbares intraluminales Gewebe zum Ausbessern eines Aneurysmas sowie Verfahren zum Implantieren
US5211658A (en) * 1991-11-05 1993-05-18 New England Deaconess Hospital Corporation Method and device for performing endovascular repair of aneurysms
US5256150A (en) * 1991-12-13 1993-10-26 Endovascular Technologies, Inc. Large-diameter expandable sheath and method
US5258042A (en) * 1991-12-16 1993-11-02 Henry Ford Health System Intravascular hydrogel implant
US5316023A (en) * 1992-01-08 1994-05-31 Expandable Grafts Partnership Method for bilateral intra-aortic bypass
US5507767A (en) * 1992-01-15 1996-04-16 Cook Incorporated Spiral stent
US5562725A (en) * 1992-09-14 1996-10-08 Meadox Medicals Inc. Radially self-expanding implantable intraluminal device
ES2170093T3 (es) * 1993-01-14 2002-08-01 Meadox Medicals Inc Protesis tubular expandible radialmente.
US5464449A (en) * 1993-07-08 1995-11-07 Thomas J. Fogarty Internal graft prosthesis and delivery system
US5639278A (en) * 1993-10-21 1997-06-17 Corvita Corporation Expandable supportive bifurcated endoluminal grafts
US5549635A (en) * 1994-01-24 1996-08-27 Solar, Rita & Gaterud, Ltd. Non-deformable self-expanding parallel flow endovascular stent and deployment apparatus therefore
US5609627A (en) * 1994-02-09 1997-03-11 Boston Scientific Technology, Inc. Method for delivering a bifurcated endoluminal prosthesis
US5549663A (en) * 1994-03-09 1996-08-27 Cordis Corporation Endoprosthesis having graft member and exposed welded end junctions, method and procedure
US5556426A (en) * 1994-08-02 1996-09-17 Meadox Medicals, Inc. PTFE implantable tubular prostheses with external coil support
US5527355A (en) * 1994-09-02 1996-06-18 Ahn; Sam S. Apparatus and method for performing aneurysm repair
US5507270A (en) 1994-09-06 1996-04-16 Precision Shooting Equipment, Inc. Limb pocket and pocket liner for archery bow
US5534024A (en) 1994-11-04 1996-07-09 Aeroquip Corporation Intraluminal stenting graft
DE69532966T2 (de) * 1994-11-09 2004-10-21 Endotex Interventional Sys Inc Kombination aus abgabekatheter und implantat für ein aneurysma
US5591226A (en) * 1995-01-23 1997-01-07 Schneider (Usa) Inc. Percutaneous stent-graft and method for delivery thereof
US5522883A (en) * 1995-02-17 1996-06-04 Meadox Medicals, Inc. Endoprosthesis stent/graft deployment system
US5556414A (en) * 1995-03-08 1996-09-17 Wayne State University Composite intraluminal graft
US5554180A (en) 1995-07-07 1996-09-10 Aeroquip Corporation Intraluminal stenting graft
US5769882A (en) * 1995-09-08 1998-06-23 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for conformably sealing prostheses within body lumens
US5591195A (en) * 1995-10-30 1997-01-07 Taheri; Syde Apparatus and method for engrafting a blood vessel
US5833651A (en) * 1996-11-08 1998-11-10 Medtronic, Inc. Therapeutic intraluminal stents
US6117168A (en) 1996-12-31 2000-09-12 Scimed Life Systems, Inc. Multilayer liquid absorption and deformation devices
US6159240A (en) 1998-08-31 2000-12-12 Medtronic, Inc. Rigid annuloplasty device that becomes compliant after implantation

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