DE69839106T2

DE69839106T2 - Mit einem Reservoir ausgestattete biologisch abbaubare Endoprothese und Verfahren zu ihrer Herstellung

Info

Publication number: DE69839106T2
Application number: DE69839106T
Authority: DE
Inventors: Jonathan Swift Plymouth Stinson
Original assignee: Schneider USA Inc
Current assignee: Schneider USA Inc
Priority date: 1997-08-01
Filing date: 1998-06-08
Publication date: 2008-05-21
Anticipated expiration: 2018-06-09
Also published as: US5980564A; EP0895762A3; US20040106984A1; US7758631B2; CA2238837C; CA2238837A1; US6652582B1; EP0895762A2; ATE385756T1; DE69839106D1; JP4249290B2; JPH11188109A; EP0895762B1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Diese Erfindung betrifft im Allgemeinen eine biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese mit einem oder mehr Reservoirabschnitten, welche Hohlraum-, Höhlungs- oder Porenabschnitte enthalten können, um Zersetzungsnebenprodukte zu sammeln, und ein Verfahren zur Herstellung solch einer Endoprothese.
Selbstdehnbare medizinische Prothesen, die häufig als Endoprothesen bezeichnet werden, sind allgemein bekannt und im Handel erhältlich. Sie werden zum Beispiel im Wallsten US-Patent 4,655,771 , dem Wallsten US-Patent 5,061,275 , sowie in Nachtmann et al, US-Patent Nr. 5,645,559 , allgemein offenbart. Vorrichtungen werden innerhalb von Körpergefäßen des Menschen für eine Vielfalt von medizinischen Anwendungen verwendet. Beispiele umfassen intravaskuläre Endoprothesen zur Behandlung von Stenosen, Endoprothesen zum Aufrechterhalten von Öffnungen in den Harn-, Gallen-, Luftröhren-Bronchien-, Ösophagus- und Nierenwegen und Hohlvenenfilter.
Eine biologisch abbaubare vaskuläre Endoprothese zur Arzneimittelverabfolgung wird in US-Patent 5,500,013 beschrieben, das am 19. März 1996 erteilt wurde. Diese Endoprothese umfasst in einer ersten Ausführungsform davon einen zylindrischen Hauptkörper, der von konzentrisch angeordneten Fasern umgeben ist. Der Hauptkörper und die Fasern können aus biologisch abbaubaren Materialien gebildet sein. In alternativen Versionen sind die Fasern hohl oder geflochten. Die Fasern sind am Hauptkörper befestigt. Der Hauptkörper umfasst einen Film, der vorzugsweise mit den Fasern durch Solvationssiegeln, Lösemittelsiegeln oder Heißsiegeln vereinigt ist. Ein Schlitz verläuft in Längsrichtung entlang dem Körper, um ein radiales Zusammendrücken des Hauptkörpers und der Fasern zu ermöglichen. Die Fasern stellen eine Federkraft bereit, die radial nach außen wirkt, um den effektiven Durchmesser des Hauptkörpers bei Abwesenheit irgendwelcher externen radialen Druckkräfte zu vergrößern. In einer zweiten Ausführungsform ist ein breiter Streifen aus biologisch abbaubarem Material zu einer Spirale ausgebildet. Der Streifen weist eine Außenfläche, die strukturiert sein kann, um Poren bereitzustellen, falls gewünscht, und eine gewölbte Innenfläche auf.
Eine Zuführvorrichtung, welche die Endoprothese in ihrem zusammengedrückten Zustand hält, wird verwendet, um die Endoprothese durch Gefäße im Körper einer Behandlungsstelle zuzuführen. Die flexible Beschaffenheit und der verkleinerte Radius der zusammengedrückten Endoprothese ermöglichen es ihr, durch verhältnismäßig kleine und gekrümmte Gefäße zugeführt zu werden. Bei einer perkutanen transluminalen Angioplastik wird eine implantierbare Endoprothese durch eine kleine perkutane Punktionsstelle, einen Atemweg oder eine Öffnung eingeführt und durch die verschiedenen Körpergefäße zur Behandlungsstelle geführt. Nachdem die Endoprothese an der Behandlungsstelle positioniert ist, wird die Zuführvorrichtung betätigt, um die Endoprothese freizugeben, um es der Endoprothese dadurch zu ermöglichen, sich innerhalb des Körpergefäßes selbst zu dehnen. Die Zuführvorrichtung wird dann von der Endoprothese gelöst und aus dem Patienten entfernt. Die Endoprothese bleibt im Gefäß als ein Implantat an der Behandlungsstelle.
Endoprothesen müssen einen verhältnismäßig hohen Grad von Biokompatibilität aufweisen, da sie in den Körper implantiert werden. Eine Endoprothese kann auf oder in einem chirurgischen Zuführsystem, wie beispielsweise bevorzugten Zuführvorrichtungen, die in den US-Patenten Nr. 4,954,126 und 5,026,377 dargestellt sind, in ein Körperlumen eingeführt zu werden. Geeignete Materialien zur Verwendung in solchen Zuführvorrichtungen werden in US-Patent Nr. 6,042,578 beschrieben. Die Endoprothesen der vorliegenden Erfindung können durch alternative Verfahren oder durch Verwenden von alternativen Vorrichtungen zugeführt werden.
Allgemein verwendete Materialien für bekannte Endoprothesenfilamente umfassen Elgiloy^®- und Phynox^®-Metallfederlegierungen. Andere metallische Materialien, die für selbstdehnbare Endoprothesenfilamente verwendet werden können, sind 316 Edelstahl, MP35N Legierung und superelastisches Nitinol Nickel-Titan. Eine andere selbstdehnbare Endoprothese, die von der Schneider (USA) Inc. in Minneapolis, Minnesota, erhältlich ist, weist eine strahlendichte Mantelverbundstruktur auf, wie beispielsweise in US-Patent Nr. 5,630,840 an Meyer dargestellt. Selbstdehnbare Endoprothesen können aus einer Titanlegierung hergestellt sein, wie in US-Patent Nr. 5,888,201 beschrieben.
Die Festigkeit und der Elastizitätsmodul der Filamente, welche die Endoprothese bilden, sind ebenfalls wichtige Charakteristiken. Elgiloy^®, Phynox^®, MP35N und Edelstahl sind allesamt Metalle mit hoher Festigkeit und einem hohen Modul. Nitinol weist eine verhältnismäßig geringere Festigkeit und einen verhältnismäßig niedrigeren Modul auf.
Die Implantation einer intraluminalen Endoprothese verursacht vorzugsweise ein im Allgemeinen geringes Ausmaß an akuter und chronischer Verletzung an der Lumenwand, während sie ihre Funktion ausführt. Eine Endoprothese, die ein sanfte radiale Kraft gegen die Wand ausübt und die nachgiebig und flexibel mit luminalen Bewegungen ist, wird zur Verwendung in erkrankten, geschwächten oder spröden Lumina verwendet. Die Endoprothese ist vorzugsweise in der Lage, einem radial verschließenden Druck von Tumoren, Plaques und luminalen Rückstößen und Nachbildungen standzuhalten.
Es besteht weiterhin ein anhaltender Bedarf an selbstdehnbaren Endoprothesen mit besonderen Charakteristiken zur Verwendung bei verschiedenen medizinischen Indikationen.
Endoprothesen werden zur Implantation in einer immer größer werdenden Liste von Gefäßen im Körper benötigt. Es tauchen verschiedene physiologische Umgebungen auf, und man muss zugeben, dass es keinen universell annehmbaren Satz von Charakteristiken von Endoprothesen gibt. Die Festigkeit und der Elastizitätsmodul der Filamente, welche die Endoprothesen bilden, sind wichtige Charakteristiken.
Es besteht ein Bedarf an einer Endoprothese, die Selbstdehnbarkeitscharakteristiken aufweist, die aber biologisch abbaubar ist. Ein chirurgisches Implantat, wie beispielsweise eine Stent-Endoprothese, muss aus einem ungiftigen, biokompatiblen Material hergestellt sein, um die Fremdkörperreaktion des Wirtsgewebes zu minimieren. Das Implantat muss auch eine ausreichende strukturelle Festigkeit, Biostabilität, Größe und Haltbarkeit aufweisen, um den Bedingungen und Beschränkungen in einem Körperlumen standzuhalten.
Eine biologisch abbaubare Endoprothese gemäß dem Oberbegriff von Anspruch 1 der vorliegenden Erfindung ist aus dem Dokument WO 91/17789 bekannt.
KURZDARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung ist eine verbesserte implantierbare medizinische Vorrichtung, die aus einer röhrenförmigen, radial zusammendrückbaren, axial flexiblen und radial selbstdehnbaren Struktur besteht, die längliche Filamente mit einem Reservoirabschnitt umfasst. Die Filamente sind in einer geflechtartigen Anordnung ausgebildet. Die Filamente bestehen aus einem biologisch abbaubarem Polymer, das einen verhältnismäßig hohen Biokompatibilitätsgrad aufweist.
In Kürze sind die selbstdehnbaren Endoprothesen der vorliegenden Erfindung aus einer Anzahl von elastischen Filamenten gebildet, welche in einer geflochtenen Anordnung spiralförmig gewickelt und verwoben sind. Die Endoprothesen nehmen in ihrem unbelasteten oder gedehnten Zustand, wenn sie keinen externen Kräften ausgesetzt sind, eine im Wesentlichen röhrenförmige Form an. Wenn sie nach innen gerichteten, radialen Kräften ausgesetzt werden, werden die Endoprothesen in einen belasteten oder zusammengedrückten Zustand mit verkleinertem Radius und erweiterter Länge gezwungen. Die Endoprothesen sind im Allgemeinen durch eine Längsverkürzung bei radialer Dehnung gekennzeichnet.
In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Vorrichtung eine Endoprothese, welche im Wesentlichen aus einer Mehrzahl von länglichen Filamenten aus Polylactid und biologisch abbaubarem Polymer besteht, die in einer geflochtenen Anordnung spiralförmig gewickelt und verwoben sind, um eine Röhre zu bilden.
Es besteht ein Bedarf an einer biologisch abbaubaren, implantierbaren Endoprothese, die eine hohe Zersetzungsrate aufweist und so zugeschnitten werden kann, dass sie sich über vorbestimmte Zeitspannen zersetzt. Eine Möglichkeit, um langfristige Komplikationen von einem Implantat zu vermeiden, ist, das Implantat biologisch abbaubar zu machen, so dass die Vorrichtung auf natürliche Weise von der Behandlungsstelle beseitigt wird, nachdem sie ihre beabsichtigte Funktion erfüllt hat.
Solch eine biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese wäre besonders vorteilhaft für medizinische Verfahren, die eine Endoprothese zur kurzfristigen oder vorübergehenden Verwendung erfordern. Zum Beispiel wäre es vorteilhaft, eine implantierbare Endoprothese zu implantieren, die für eine bestimmte Zeitspanne funktioniert und zur Entfernung am Ende ihrer funktionalen Lebensdauer kein chirurgisches Verfahren erfordert. Bei solch einer Endoprothese besteht keine Notwendigkeit, die Endoprothese entfernen zu müssen, da das biologisch abbaubare Material darin im Zeitablauf in ungiftige biologische Substanzen (z.B. Milchsäure und Glycolsäure) zerfällt, welche durch den Körper leicht metabolisiert und ausgeschieden werden. Solch eine biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese wäre in urologischen, biliären, vaskulären und Atemweganwendungen, in welchen eine Verwendung nur für Wochen, Monate oder wenige Jahre erwünscht ist, während eine gutartige Struktur kuriert oder geheilt wird, oder zur Verwendung bei einer präoperativen Linderung vorteilhaft. Solch eine Vorrichtung kann auch insofern einen Vorteil bieten, als kürzere Resorptionszeiten die Zeit einer Entzündungsreaktion verkürzen und eine Narbenbildung verringern können.
Die biologisch abbaubaren, implantierbare Endoprothesen der vorliegenden Erfindung umfassen Endoprothesen, die hergestellt sein können aus: Poly(alpha-Hydroxycarbonsäure), wie beispielsweise Polylactid [Poly-L-Lactid (PLLA), Poly-D-Lactid (PDLA)], Polyglycolid (PGA), Polydioxanon, Polycaprolacton, Polygluconat; Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Copolymeren, Poly(hydroxybutyrat), Polyanhydrid, Polyphosphoester, Poly(aminosäuren) oder verwandten Copolymermaterialien, welche jeweils eine charakteristische Zersetzungsrate im Körper aufweisen. Zum Beispiel sind PGA und Polydioxanon biologisch verhältnismäßig schnell abbaubare Materialien (Wochen bis Monate) und PLA und Polycaprolacton sind biologisch verhältnismäßig langsam abbaubare Materialien (Monate bis Jahre).
Eine implantierbare Endoprothese, die aus einem biologisch abbaubarem Polymer aufgebaut ist, stellt gewisse Vorteile bezüglich Endoprothesen aus Metall bereit, wie beispielsweise natürlichen Zerfall in ungiftige chemische Spezies im Zeitablauf. Außerdem können Endoprothesen aus biologisch abbaubarem Polymer zu verhältnismäßig niedrigen Herstellungskosten hergestellt werden, da weder eine Wärmebehandlung im Vakuum noch eine chemische Reinigung, die bei der Herstellung von Endoprothesen aus Metall üblicherweise eingesetzt werden, erforderlich sind.
Eine implantierbare Endoprothese, die aus im Wesentlichen massiven länglichen Elementen hergestellt ist, die aus PLA bestehen, braucht im Allgemeinen 1 bis 3 Jahre, um in einem Körper abgebaut zu werden. Für gewisse Indikationen, wie beispielsweise endoluminale Eingriffe bei Kindern, bei welchen anatomische Wachstumsraten hoch und häufig Änderungen der Implantatsgröße notwendig sind, ist jedoch eine implantierbare Endoprothese wünschenswert, die aus PLA hergestellt ist und eine vergleichsweise kürzere Resorptionszeit als 1 bis 3 Jahre aufweist. Die Endoprothese der vorliegenden Erfindung wäre vorteilhaft, da die Endoprothese in einer verhältnismäßig kürzeren Zeit abgebaut werden würde und eine Entfernung davon unnötig wäre. Da Kinder wachsen, könnten implantierbare Endoprothesen mit einer geeigneten Größe im Körper angeordnet werden, falls nötig. Die Resorptionszeit für eine implantierbare Endoprothese, die aus einem Poly(alpha-Hydroxycarbonsäure)-Polymer hergestellt ist und längliche Elemente mit Hohlraum-, Höhlungs- oder Porenabschnitten aufweist, kann auf mehrere Tage oder wenige Wochen für PGA oder mehrere Monate bis Jahre für PLA verkürzt werden.
Die Zeitspanne, die eine biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese funktionsfähig ist, hängt von der Zersetzungsrate des biologisch abbaubaren Materials und der Umgebung, in die sie implantiert ist, ab. Die Zersetzungsrate einer biologisch abbaubaren Endoprothese hängt von der chemischen Zusammensetzung, den Verarbeitungsverfahren, Abmessungen, Sterilisationsverfahren und der Geometrie der Reservoirabschnitte (d.h. Hohlraum-, Höhlungs- oder Porenabschnitte) der vorliegenden Erfindung ab.
Endoprothesen aus biologisch abbaubarem Polymer sind strahlendurchlässig, und die mechanischen Werte der Polymere sind im Allgemeinen niedriger als die von strukturellen Metalllegierungen. Biologisch abbaubare Endoprothesen können strahlenundurchlässige Marker benötigen und können ein größeres Profil auf einem Zuführkatheter und in einem Körperlumen aufweisen, um die niedrigeren Materialwerte zu kompensieren.
Biologisch abbaubares PLLA- und PGA-Material zersetzt sich in vivo durch eine hydrolytische Kettenspaltung in Milchsäure beziehungsweise Glycolsäure, die wiederum in CO₂ umgewandelt und dann durch Atmung aus dem Körper ausgeschieden werden. Eine heterogene Zersetzung von semikristallinen Polymeren tritt infolge der Tatsache ein, dass solche Materialien amorphe und kristalline Regionen aufweisen. Die Zersetzung erfolgt in amorphen Regionen schneller als in kristallinen Regionen. Dies führt dazu, dass die Festigkeit des Produkts schneller abnimmt, als die Masse des Produkts abnimmt. Vollkommen amorphe, vernetzte Polymere legen im Vergleich zu einem Material mit kristallinen und amorphen Regionen eine linearere Abnahme der Festigkeit mit Masse im Zeitablauf an den Tag. Die Zersetzungszeit kann durch Änderungen der chemischen Zersetzung und Polymerkettenstrukturen, sowie der Materialverarbeitung beeinflusst werden.
PLA-Monofilamente können durch ein Verfahren erzeugt werden, das sieben allgemeine Schritte umfasst, wie hierin zusammengefasst. Erstens wird ein Polymer aus Poly-L-Milchsäure auf eine erhöhte Temperatur über dem Schmelzpunkt, vorzugsweise 210 °C bis 230 °C, gebracht. Zweitens wird das Material dann durch ein herkömmliches Verfahren bei einer erhöhten Temperatur mit einer Rate von etwa drei bis vier Fuß je Minute zu einer Endlosfaser extrudiert. Drittens wird die Endlosfaser dann abgekühlt, um eine Keimbildung zu bewirken. Die Abkühlung erfolgt vorzugsweise durch Durchführen der Faser durch ein Keimbildungswasserbad. Viertens wird das Material dann durch eine erste Ziehvorrichtung durchgeführt, die etwa mit derselben Geschwindigkeit wie der Extruder läuft und das Material einer leichten Spannung unterzieht. Fünftens wird die Faser dann auf eine Temperatur von etwa 60 °C bis etwa 90 °C (vorzugsweise 70 °C) erwärmt, während sie durch einen Heizofen durchtritt. Um ein Tempern durchzuführen, kann der Ofen so ausgelegt sein, dass er ziemlich lang ist und in der Nähe des Endes geheizt wird, so dass das Ausrichten und Tempern im selben Ofen stattfinden. Alternativerweise kann ein separater Ofen direkt nach dem Ausrichtungsofen angeordnet sein. Der Temperschritt erwärmt die Fasern auf einen Bereich von etwa 65 °C bis etwa 90 °C, vorzugsweise näher zu 90 °C. Sechstens wird die Faser während ihrer Erwärmung im Ausrichtungsofen und im Temperofen zwischen der ersten Ziehvorrichtung, die sich vor dem Ausrichtungsofen befindet, und einer zweiten Ziehvorrichtung, die sich hinter dem Temperofen (wenn ein separater Ofen) befindet, gezogen. Das Material wird bei einem Ziehverhältnis von etwa 5 bis etwa 9, vorzugsweise von etwa 6 bis 8, gezogen. Das Ziehverhältnis beschreibt entweder die Verringerung des Durchmessers oder die Erweiterung der Länge, die aus dem Extrudieren oder Ziehen des Polymers resultieren. Quantitativ ist das Ziehverhältnis ein einheitsloser Wert gleich der extrudierten oder gezogenen Länge geteilt durch die ursprüngliche Länge. Ein Beibehalten der Spannung während des ganzen Temperschritts verhindert eine Schrumpfung bei der späteren Verwendung. Die zweite Ziehvorrichtung, die sich am Ausgang des Ofens befindet, läuft mit einer erhöhten Geschwindigkeit, die notwendig ist, um das gewünschte Ziehverhältnis bereitzustellen. Wenn die Faser den Ofen verlässt und durch die zweite Ziehvorrichtung durchtritt, wird die Spannung unverzüglich gelockert, bevor das Material abkühlt. Siebtens wird die Faser schließlich auf Rollen gewünschter Längen gesammelt.
Die Festigkeit der Filamente nimmt im Allgemeinen mit dem Ziehverhältnis und niedrigeren Ziehtemperaturen zu. Ein Ziehverhältnis von etwa 5 bis 9 wird bevorzugt. PLA ist aufgrund der langsamen Kristallisationskinetik des Materials im Allgemeinen amorph. Ein sehr langsames Abkühlen nach dem Ziehen des Filaments oder die Verwendung eines Keimbildners bewirkt eine Kristallisation. Das Material kann jedoch bei Temperaturen über etwa 60 °C getempert werden, um eine Kristallisation zu bewirken und im Allgemeinen nimmt die Festigkeit etwas ab und der Modul nimmt zu. Das Tempern erfolgt vorzugsweise nach dem Ziehen, um Restspannungen zu lockern und die Oberfläche zu homogenisieren, um Strukturänderungen auf den Mittelpunkt auszurichten. Das Tempern erfolgt vorzugsweise bei einer Temperatur von etwa 60 °C bis 150 °C für eine Zeitspanne von etwa 5 bis 120 Minuten.
Eine Endoprothese mit hohlen Filamenten und geschlossenen Filamentenden kann durch Flechten von einzelnen Strängen aus extrudiertem Röhrenmaterial hergestellt werden. Das Polymer wird durch eine Düse schmelzextrudiert, die einen mittigen Dorn enthält, so dass das Produkt ein hohler röhrenförmiger Strang ist. Die röhrenförmigen Stränge werden auf Rollen gesammelt und in einem separaten Vorgang von den Rollen auf Flechtspulen übertragen. Nach dem Flechten der röhrenförmigen Stränge wird das Geflecht vom Flechtdorn auf einen Temperdorn übertragen und bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers getempert. Die getemperten Endoprothesen werden vom Temperdorn abgenommen und durch Abschneiden jedes Strangs in der Endoprothese mit Drahtschneidern auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten. Wenn sich die Schneidflächen der Drahtschneider am Strang schließen, wird das Polymer gequetscht oder fließen gelassen, wodurch die hohle Mitte geschlossen wird. Die röhrenförmigen Stränge werden an jedem Ende der Endoprothese infolge des Strangzuschneidvorgangs geschlossen, und die Hohlraumabschnitte werden somit im Allgemeinen versiegelt, um ein signifikantes Auslaufen von sich ansam melnden Polymerzersetzungsprodukten zu verhindern. Es ist nicht notwendig, dass die Enden der hohlen Stränge in einer Endoprothese stets versiegelt geschlossen werden, da Kapillarkräfte, welche die Zersetzungsprodukte zu irgendwelchen offenen Enden ziehen würden oder welche Körperflüssigkeiten einsaugen würden, über so lange Längen wie bei einem spiralförmigen verflochtenen Strang in einer Endoprothese nicht wirken würden.
Es wird Bezug genommen auf Enhancement of the Mechanical properties of polyactides by solid-state extrusion, W. Weiler und S. Gogolewski, Biomaterials 1996, Bd. 17 Nr. 5, ff. 529–535; und Deformation Characteristics of a Bioabsorbable Intravascular Stent, Investigative Radiology, Dez. 1992, C. Mauli, Agrawal, Ph.D., P.E., H.G. Clark, Ph.D., ff. 1020–1024.
Die mechanischen Werte nehmen im Allgemeinen mit zunehmender relativer Molekülmasse zu. Zum Beispiel nehmen die Festigkeit und der Modul von PLA im Allgemeinen mit zunehmender relativer Molekülmasse zu. Die Zersetzungszeit nimmt im Allgemeinen mit abnehmender relativer Anfangsmolekülmasse ab (d.h. eine Endoprothese, die aus einem Polymer mit niedriger relativer Molekülmasse hergestellt ist, würde früher biologisch abgebaut werden als eine Endoprothese, die aus einem Polymer mit hoher relativer Molekülmasse hergestellt ist). Ein PLA mit niedriger relativer Molekülmasse ist im Allgemeinen empfänglicher für eine thermooxidative Zersetzung als Klaasen mit hoher relativer Molekülmasse, so dass ein optimaler Bereich relativer Molekülmasse ausgewählt werden sollte, um Eigenschaften, Zersetzungszeit und Stabilität auszugleichen. Die relative Molekülmasse und die mechanischen Werte des Materials nehmen im Allgemeinen mit fortschreitender Zersetzung ab. PLA weist im Allgemeinen eine Zersetzungszeit von mehr als 1 Jahr auf. Das Ethylenoxidsterilisationsverfahren (EtO) ist ein bevorzugtes Sterilisationsverfahren. PLA weist eine Glas übergangstemperatur von etwa 60 °C auf, weshalb darauf geachtet werden muss, dass die Produkte nicht in Umgebungen gelagert werden, in welchen ein Aussetzen höheren Temperaturen als 60 °C zu einer Größenverformung führt.
PLA, PLLA, PDLA und PGA umfassen Zugfestigkeiten von etwa 276 MPa (40.000 Pfund je Quadratzoll (ksi)) bis etwa 827 MPa (120 ksi); eine Zugfestigkeit von 552 MPa (80 ksi) ist typisch; und eine bevorzugte Zugfestigkeit von etwa 414 MPa (60 ksi) bis etwa 827 MPa (120 ksi). Polydioxanon, Polycaprolacton und Polygluconat umfassen Zugfestigkeiten von etwa 103 MPa (15 ksi) bis etwa 414 MPa (60 ksi); eine Zugfestigkeit von etwa 241 MPa (35 ksi) ist typisch; und eine bevorzugte Zugfestigkeit von etwa 172 MPa (25 ksi) bis etwa 310 MPa (45 ksi).
PLA, PLLA, PDLA und PGA umfassen einen Zugelastizitätsmodul von etwa 2.758 MPa (400.000 Pfund je Quadratzoll (psi)) bis etwa 13.790 MPa (2.000.000 psi); ein Zugelastizitätsmodul von 6.206 MPa (900.000 psi) ist typisch; und einen bevorzugten Zugelastizitätsmodul von etwa 4.827 MPa (700.000 psi) bis etwa 8.274 MPa (1.200.000 psi). Polydioxanon, Polycaprolacton und Polygluconat umfassen einen Zugelastizitätsmodul von etwa 1.379 MPa (200.000 psi) bis etwa 4.827 MPa (700.000 psi); ein Zugelastizitätsmodul von etwa 3.103 MPa (450.000 psi) ist typisch; und einen bevorzugten Zugelastizitätsmodul von etwa 2.414 MPa (350.000 psi) bis etwa 3.792 MPa (550.000 psi).
Ein PLLA-Filament weist eine viel niedrigere Zugfestigkeit und einen viel niedrigeren Zugelastizitätsmodul als zum Beispiel ein Elgiloy^®-Metalllegierungsdraht auf, welcher verwendet werden kann, um geflochtene Endoprothesen herzustellen. Die Zugfestigkeit von PLLA beträgt etwa 22 % der Zugfestigkeit von Elgiloy^®. Der Zugelastizitätsmodul von PLLA beträgt etwa 3 % des Zugelastizitätsmoduls von Elgiloy^®. Die mechanischen Werte und die Selbstdehnbarkeit von Endprothesen sind direkt proportional zum Zugelastizitätsmodul des Materials. Folglich weist eine aus PLLA-Filamenten geflochtene Endprothese, welche dieselbe Konstruktion wie die Metall-Endoprothese aufweist, niedrige mechanische Werte auf und wäre nicht funktionsfähig. Die geflochtenen Polymer-Endoprothesen sollten eine radiale Festigkeit ähnlich den Metall-Endoprothesen aufweisen, und sie sollten die erforderlichen mechanischen Werte aufweisen, die imstande sind, endoluminale Strukturen offen zu halten.
Der Begriff „zersetzt sich im Wesentlichen" bedeutet, dass die Endoprothese wenigstens 50 ihrer strukturellen Festigkeit verloren hat. Es wird bevorzugt, dass die Endoprothese etwa 100 ihrer strukturellen Festigkeit verliert. Der zwischen verflochtenen Filamenten in der axialen Ausrichtung gebildete Winkel wird vor dem Tempern als „Flechtwinkel" bezeichnet und nach dem Tempern als „Filamentkreuzungswinkel" bezeichnet. Ein Geflecht wird nach dem Tempern eine Endoprothese.
Biologisch abbaubare Harze, wie beispielsweise PLLA, PDLA, PA, und andere biologisch abbaubare Polymere sind im Handel von mehreren Quellen erhältlich, welche die PURAC Americal Inc. in Lincolnshire, Illinois, umfassen.
Zusammengefasst betrifft die Erfindung in einem ersten Aspekt davon eine biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese gemäß Anspruch 1.
In einem zweiten Aspekt der Erfindung weist ein Verfahren zur Herstellung einer im Körper implantierbaren Endoprothese die Schritte auf, die in Anspruch 21 dargelegt sind.
Vorteilhafte Ausführungsformen der Endoprothese und Varianten des Verfahrens sind in den abhängigen Ansprüchen enthalten.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden nun lediglich als weitere Beispiele unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen beschrieben, wobei:
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 eine Seitenansicht eines länglichen Elements ist;
2a bis 2f Seitenansichten von sechs länglichen Elementen der vorliegenden Erfindung sind;
3a bis 3f Querschnitte des beispielhaften länglichen Elements in 1 entlang der Linie 3-3 sind, die eine fortschreitende Zersetzung veranschaulichen;
4a bis 4d Querschnitte des länglichen Elements in 2a entlang der Linie 4-4 sind, die eine fortschreitende Zersetzung veranschaulichen;
5 eine Seitenansicht einer Ausführungsform einer geflochtenen Endoprothese der vorliegenden Erfindung ist; und
6 ein Schaubild ist, das einen Vergleich des Masseverlusts im Zeitablauf für einen PLLA-Massivstab und einen PLLA-Höhlungsstab darstellt.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Es wird auf das Beispiel Bezug genommen, das in 1 dargestellt ist und ein im Wesentlichen längliches massives Element 10 veranschaulicht, das aus einem biologisch abbau barem Material, wie beispielsweise PLLA oder PGA, hergestellt ist.
3a bis 3f veranschaulichen Querschnitte eines bekannten Elements 10 entlang der Linie 3-3 in 1 und stellen eine fortschreitende Zersetzung dar, die im schattierten Mittelbereich 12 am schnellsten erfolgt, wo die höchste Zersetzungsrate in vivo auftritt. Die Zersetzung findet statt, wenn das Polymer Wasser absorbiert und eine hydrolytische Spaltung erfährt. Obwohl die Zersetzung im ganzen Element 10 stattfindet, ist die Zersetzungsrate an einer Stelle mit dem höheren pH im Allgemeinen höher, da saure Umgebungen die Zersetzung katalysieren. Der Diffusionsabstand d des massiven Elements 10 wird von der Oberfläche 14 zur Mitte des massiven Filaments gemessen. Wie in 3a bis 3f dargestellt, ist das pH-Niveau im schattierten Mittelbereich 12 des massiven Elements 10 reduziert, da die sauren Zersetzungsnebenprodukte nicht schnell von der Stelle weg migrieren können. Die Zersetzungsrate näher zur Oberfläche 14 des Elements 10 ist verhältnismäßig langsam, da sich das pH-Niveau an der Oberfläche 14 nicht wesentlich ändert, da Säurezersetzungsnebenprodukte leichter weggespült oder -diffundiert werden.
3a stellt den Querschnitt eines bekannten, im Wesentlichen massiven Filaments eines abbaubaren Polymers, wie beispielsweise PLLA, dar. In den folgenden 3b bis 3f ist eine in-vivo-Zersetzung durch den schattierten Bereich 12 dargestellt; die dunklere Schattierung in den Figuren stellt Filamentbereiche dar, in welchen die meiste Zersetzung stattfand oder in welchen eine schnellere Zersetzungsrate auftritt. In 3b zersetzt sich der gesamte Querschnitt, aber der schattierte Mittelbereich 12 hat sich am meisten zersetzt, da sich hier saure Zersetzungsnebenprodukte angesammelt haben. Der Bereich einer schnellen Zersetzung wächst mit der Zeit stufenweise von der Mitte zur Oberfläche des Querschnitts, wie durch die zunehmende Größe des schattierten Bereichs 12 in 3c bis 3e dargestellt. Schließlich ist alles, was an strukturell intaktem Material des im Wesentlichen massiven Filaments übrig bleibt, eine Oberflächenhülle, wie in 3e dargestellt. Es entwickeln sich Risse in der Hülle, die zur Auflösung in Fragmente führt, wie in 3f dargestellt.
Zum Vergleich wird auf 2a bis 2f Bezug genommen, die Filamente darstellen, welche Im Vergleich zu bekannten Materialen vorteilhafterweise Merkmale einer beschleunigten Zersetzung bereitstellen. Die Filamente oder länglichen Elemente weisen Reservoirabschnitte auf, insbesondere ein längliches Element 20 mit wenigstens einem Hohlraum- 22 Abschnitt; ein längliches Element 30 mit wenigstens einem Höhlungs- 32 Abschnitt; und ein längliches Element 40 mit wenigstens einem Poren- 42 Abschnitt. Der Begriff „Reservoir" bezieht sich auf ein Raumvolumen im Inneren des Filaments, in welchem Polymerzersetzungsnebenprodukte gesammelt oder gespeichert werden. Bei dem Reservoir kann es sich sowohl um innere als auch äußere Durchgänge handeln, wobei sich die äußeren Durchgänge durch eine Filamentaußenwand oder ein Filamentende öffnen. 2a veranschaulicht ein hohles Element mit einem mittigen Kern; 2b veranschaulicht ein Element mit wenigstens einer Höhlung mit versiegelten Enden, die innerhalb des Elements angeordnet sind; 2c veranschaulicht ein Element mit wenigstens einer Pore (innere oder äußere Porosität oder beides); 2d veranschaulicht ein Multilumen-Element mit einer Mehrzahl von Hohlraumabschnitten; 2e veranschaulicht einen Querschnitt eines Elements mit einer Mehrzahl von inneren Poren; 2f veranschaulicht mit einer Mehrzahl von Oberflächenporen. Die äußeren Poren können mit inneren Poren-, Höhlungs- oder Hohlraumabschnitten verbunden sein. Die Reservoirabschnitte können weisen eine Größe von mehr als 1 Mikrometer und einen Volumenprozentsatz von mehr als etwa 10 % auf. Die länglichen Elemente können einen oder mehr Reservoirabschnitte aufweisen, die Kombinationen von Hohlraum- 22, Höhlungs- 32 oder Poren- 42 Abschnitten umfassen.
Es wird nun auf 4a Bezug genommen, welche ein Element 20 von 2a mit einem angefertigten axialen Hohlraumabschnitt darstellt. Wenn die Zersetzung beginnt, wie durch die Schattierung in 4b dargestellt, beginnt das gesamte massive Röhrenprofil, zu zerfallen. Im Element 20 zeigt der schattierte ringförmige Ringbereich 13b, dass sich die Mitte der Materialmasse aufgrund einer Ansammlung von sauren Zersetzungsnebenprodukten in diesem schattierten Ringbereich schneller zersetzt. Außerdem sammeln sich Zersetzungsnebenprodukte auch im axialen Hohlraumabschnitt an, und die Zersetzung des Hohlrauminnenflächenbereichs 13a im Element 20 ist ebenfalls beschleunigt. Das Element 20 zersetzt sich im Allgemeinen zu einer dünnen Außenhülle 13d und einem Innenring 13c, wie in 4c dargestellt. Es entwickeln sich Risse im Innen- und Außenring, welche zu einer Auflösung führen, wie in 4d dargestellt. Die Zersetzung und die Auflösung des Elements 20 sind vorteilhafterweise schneller als die des im Wesentlichen massiven Elements 10, da es zwei Regionen einer beschleunigten Zersetzung, in den Bereichen 13a und 13b, gibt.

4a bis 4d veranschaulichen Querschnitte entlang der Linie 4-4 von 2a und stellen die fortschreitende Zersetzung des länglichen Elements 20 in Bereichen dar, in welchen die höchste Zersetzungsrate in vivo auftritt. Obwohl die Zersetzung im ganzen Element 20 stattfindet, ist die Zersetzungsrate an einer Stelle mit dem niedrigeren pH im Allgemeinen höher, da saure Umgebungen die Zersetzung katalysieren. Nebenprodukte aus der Zersetzung, wie beispielsweise Milchsäure oder Glycolsäure werden in den Hohlraum- 22, Höhlungs- 32 oder Poren- 42 Abschnitten gespeichert, welche als Reservoirs fungieren und vorteilhafterweise die Zersetzung der Innenflächen beschleunigen. Der Diffusionsabstand d1 in den länglichen Elementen 20, 30, 40 ist verhältnismäßig kürzer als der Diffusionsabstand d im länglichen Element 10. Der Diffusionsabstand d1 wird von der Außenfläche 14 zur Innenfläche 14a gemessen. In der vorliegenden Erfindung führt die Kombination des im Allgemeinen kürzeren Wasserabsorptionsabstands d1, der zu einer im Allgemeinen kürzeren Wasserabsorptionszeit führt, und der verhältnismäßig beschleunigten Zersetzung in den Nebenproduktreservoirbereichen zu einer verhältnismäßig schnelleren Gesamtpolymerresorption der länglichen Elemente 20, 30 und 40 oder Endoprothese 50 in vivo. Die länglichen Elemente 20, 30 und 40 können ferner eine oder mehr Innen- oder Außenwände 25 aufweisen, die so ausgelegt sind, dass sie sich in vivo biologisch abbauen. Die folgenden Tabellen 1 und 2 beschreiben bevorzugte Ausführungsformen von Reservoirs und Endoprothesen. TABELLE 1

Reservoirtyp	Vol.-% Feststoff	Vol.-% Hohlraum oder Höhlung	Merkmale und Abmessungen Hohlraum oder Höhlung
Axialkern (röhrenförmiger Strang mit einem Lumen)	65–90	10–35	⌀ < 50 von Gesamtdurchmesser × Länge von Filamentstrang
Multilumen-Filament (zwei oder mehr Lumina)	50–90	10–40	⌀ < 50 % von Gesamtdurchmesser/Anz. von Lumina, Länge von Filamentstrang
Innere Porosität	70–90	10–30	1–20 Mikrometer
Äußere Porosität (oberflächen-orientiert)	80–90	10–20	1–20 Mikrometer

TABELLE 2

Anz. von Filamentsträngen in Geflecht	Flechtdorn Durchmesser, mm	FlechtWinkel, Grad	PLLA Durchmesser, mm	PDLA Durchmesser, mm	PLLA/PDLA Durchmesser, mm	PGA Durchmesser, mm
10	3–6	120–150	0,15–0,25	0,15–0,25	0,15–0,25	0,20–0,30
10	3–6	120–150	0,20–0,30	0,20–0,30	0,20–0,30	0,25–0,35
12	3–8	120–150	0,20–0,30	0,20–0,30	0,20–0,30	0,25–0,35
12	3–8	120–150	0,35–0,45	0,35–0,45	0,35–0,45	0,40–0,50
15	6–10	120–150	0,30–0,40	0,30–0,40	0,30–0,40	0,35–0,45
15	6–10	120–150	0,35–0,45	0,35–0,45	0,35–0,45	0,40–0,50
18	7–12	120–150	0,35–0,45	0,35–0,45	0,35–0,45	0,40–0,50
18	7–12	120–150	0,40–0,50	0,40–0,50	0,40–0,50	0,45–0,55
20	3–9	120–150	0,20–0,30	0,20–0,30	0,20–0,30	0,25–0,35
24	8–12	120–150	0,20–0,30	0,20–0,30	0,20–0,30	0,25–0,35
24	9–14	120–150	0,25–0,35	0,25–0,35	0,25–0,35	0,30–0,40
24	12–18	120–150	0,30–0,40	0,30–0,40	0,30–0,40	0,35–0,45
30	16–26	120–150	0,30–0,40	0,30–0,40	0,30–0,40	0,35–0,45
36	20–30	120–150	0,35–0,45	0,35–0,45	0,35–0,45	0,40–0,50
24	14–20	120–150	0,35–0,45	0,35–0,45	0,35–0,45	0,40–0,50

Anz. Filamentstränge in Geflecht	Flechtdorn Durchmesser, mm	Flechtwinkel, Grad	PGA/PLLA Durchmesser, mm	PGA/Polycaprolacton Durchmesser, mm	Polydioxanon Durchmesser, mm	PGA/Trimethylencarbonat Durchmesser, mm
10	3–6	120–150	0,20–0,30	0,22–0,32	0,25–0,35	0,22–0,32
10	3–6	120–150	0,25–0,35	0,27–0,37	0,30–0,40	0,27–0,37
12	3–8	120–150	0,25–0,35	0,27–0,37	0,30–0,40	0,27–0,37
12	3–8	120–150	0,40–0,50	0,42–0,52	0,45–0,55	0,42–0,52
15	6–10	120–150	0,35–0,45	0,37–0,47	0,40–0,50	0,37–0,47
15	6–10	120–150	0,40–0,50	0,42–0,52	0,45–0,55	0,42–0,52
18	7–12	120–150	0,40–0,50	0,42–0,52	0,45–0,55	0,42–0,52
18	7–12	120–150	0,45–0,55	0,47–0,57	0,50–0,60	0,47–0,57
20	3–9	120–150	0,25–0,35	0,27–0,37	0,30–0,40	0,27–0,37
24	8–12	120–150	0,25–0,35	0,27–0,37	0,30–0,40	0,27–0,37
24	9–14	120–150	0,30–0,40	0,32–0,42	0,35–0,45	0,32–0,42
24	12–18	120–150	0,35–0,45	0,37–0,47	0,40–0,50	0,37–0,47
30	16–26	120–150	0,35–0,45	0,37–0,47	0,40–0,50	0,37–0,47
36	20–30	120–150	0,40–0,50	0,42–0,52	0,45–0,55	0,42–0,52
24	14–20	120–150	0,40–0,50	0,42–0,52	0,45–0,55	0,42–0,52

Es wird nun auf 5 Bezug genommen, welche eine Ausführungsform einer implantierbaren Endoprothese 50 veranschaulicht, die längliche Elemente umfasst, die aus einem biologisch abbaubarem Polymer hergestellt sind und einen oder mehr Hohlraum- 22, Höhlungs- 32 oder Poren- 42 Abschnitte (Hohlraum-, Höhlungs- oder Porenabschnitte nicht dargestellt) aufweisen. Die Hohlraum- 22, Höhlungs- 32 oder Poren- 42 Abschnitte verkürzen den Diffusionsabstand zur Wasserabsorption und fungieren als Reservoirs, um ein Nebenprodukt aus der Zersetzung des biologisch abbaubaren Materials anzusammeln und dadurch die Zersetzungsrate der Struktur verhältnismäßig erhöhen. Die biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese 50 kann elastisch oder plastisch dehnbar und aus biologisch abbaubaren Polyesterpolymeren, welche PLA und PGA umfassen, sowie anderen Polymeren hergestellt sein.
Eine biologisch abbaubare, implantierbare Prothese oder Endoprothese 50 gemäß der vorliegenden Erfindung ist 5 allgemein veranschaulicht. Die Endoprothese 50 ist eine röhrenförmige Vorrichtung, die aus länglichen Strängen oder Filamenten 20, 30, 40 gebildet ist. Die Filamente 20, 30, 40 sind verwebt, um eine offene Maschen- oder Gewebekonstruktion zu bilden. Wie im Folgenden ausführlicher beschrieben, bestehen wenigstens ein und vorzugsweise alle Filamente 20, 30, 40 aus einer oder mehr im Handel erhältlichen Klassen von Polyalpha-Hydroycarbonsäure), wie beispielsweise Poly-L-Lactid (PLLA), Poly-D-Lactid (PDLA), Polyglycolid (PGA), Polydioxanon, Polycapronlacton, Polygluconat, Polymilchsäure-Polyethylenoxid-Copolymeren, Poly(hydroxybutyrat), Polyanhydrid, Polyphosphoester, Poly(aminosäuren) oder verwandten Copolymermaterialien. Verfahren zur Herstellung von Endoprothesen 50 sind allgemein bekannt und werden zum Beispiel im Wallsten US-Patent 4,655,771 und dem Wallsten et al. US-Patent 5,061,275 offenbart.
Die Endoprothese 50 ist in 5 in ihrem gedehnten oder entspannten Zustand in der Form dargestellt, die sie annimmt, wenn sie keinen externen Lasten oder Spannungen ausgesetzt ist. Die Filamente 20, 30, 40 sind elastisch und ermöglichen die radiale Zusammendrückung der Endprothese 50 in eine Form mit verkleinertem Radius und erweiterter Länge oder in einen ebensolchen Zustand, der zur Zuführung zur gewünschten Unterbringungs- oder Behandlungsstelle durch ein Körpergefäß (d.h. transluminal) geeignet ist. Die Endoprothese 50 ist außerdem aus diesem zusammengedrückten Zustand selbstdehnbar und axial flexibel.
Der röhrenförmige und selbstdehnbare Körper oder die röhrenförmige und selbstdehnbare Struktur, die durch die verwobenen Filamente 20, 30, 40 gebildet ist, ist eine Prothesenfunktionshauptstruktur der Endoprothese 50, und aus diesem Grund kann die Vorrichtung zum Ausschluss anderer Strukturen als im Wesentlichen aus dieser Struktur bestehend betrachtet werden. Es ist jedoch bekannt, dass andere Strukturen und Merkmale in Endoprothesen und insbesondere Merkmale, welche die röhrenförmige und selbstdehnbare Struktur verbessern oder damit zusammenwirken oder welche die Implantation der Struktur erleichtern, einbezogen werden können. Ein Beispiel ist die Einbeziehung von strahlenundurchlässigen Markern auf der Struktur, welche verwendet werden, um die Position der Endoprothese durch eine Fluoroskopie während der Implantation sichtbar zu machen. Ein anderes Beispiel ist die Einbeziehung einer Abdeckung oder von zusätzlichen verwobenen Filamenten, zum Beispiel um die Porosität oder offene Räume in der Struktur zu verringern, so dass die Endoprothese verwendet werden kann, um einen Gewebeeinwuchs zu verhindern, oder als ein Transplantat verwendet werden kann. Andere Beispiele umfassen zerfallende Fäden oder andere Strukturen, um eine Neupositionierung und Entfernung der Endoprothese zu ermöglichen. Endoprothesen dieser Typen bestehen jedoch trotzdem aus der röhrenförmigen und selbstdehnbaren Struktur, die durch die verwobenen Filamente 20, 30, 40 ausgebildet ist.
In der vorliegenden Erfindung hängt die in-vivo-Abbauzeit der biologisch abbaubaren, implantierbaren Endoprothese 50 ab vom abbaubaren Polymer, das in der Vorrichtung verwendet wird, der Materialverarbeitung und der Implantatsumgebung (pH, chemische Zusammensetzung von Fluids, mechanische Belastung). Jedes Polymer weist seine eigene charakteristische Zersetzungsrate im Körper auf der Basis seiner Zusammensetzung und Struktur auf. Die Zersetzungsrate wird auch beeinflusst durch die Herstellung, Sterilisation, Lagerung, Geometrie und die spezifische Umgebung, in welche das Polymer implantiert wird. Für einen bestimmten Satz von Implantatsbedingungen kann eine bestimmte Abbauzeit durch Verwenden von sich schnell abbauenden oder sich langsam abbauenden Polymeren konzipiert werden.
Jedes Polymer weist auch verschiedene physikalische und mechanische Eigenschaften auf. Zum Beispiel hat ein PLA einen etwas höheren Modul und eine etwas höhere Festigkeit, sowie eine hohe Streckbarkeit auf, und ein PGA weist einen höheren Modul und eine geringere Streckbarkeit (steif und verhältnismäßig spröde) auf. Eine Endprothese 50 kann längliche Elemente aus biologisch abbaubarem Polymer mit einem Zugelastizitätsmodul von etwa 2.758 MPa (400.000 psi) bis etwa 13.790 MPa (2.000.000 psi) aufweisen. Der bevorzugte Bereich von Zugelastizitätsmodul für eine Endprothese 50, die aus länglichen Elementen aus biologisch abbaubarem Polymer hergestellt ist, ist von etwa 4.827 MPa (700.000 psi) bis etwa 8.274 MPa (1.200.000 psi). Eine bevorzugte Ausführungsform der länglichen Elemente aus biologisch abbaubarem Polymer umfasst einen Zugelastizitätsmodul von 6.895 MPa (1.000.000 psi) und eine Zugfestigkeit von etwa 621 MPa (90 ksi). Für die strukturellen länglichen Elemente 20, 30, 40, die in erster Linie bei Biegung und Verdrehung belastet werden, ist das Maximum an von-Mises-äquivalenten Spannungen an der Oberfläche, und die Spannung in der Mitte des länglichen Elements sind null, so dass ein Hohlraum- 22 Abschnitt verwendet werden kann. Es kann wünschenswert sein, die Streckungseigenschaften von PLA und die kurze Resorptionszeit von PGA in einem Implantat zu haben. Eine Möglichkeit, dies zu erreichen, ist, Copolymere von PLA und PGA zu verwenden, aber dies kann zu einem Kompromiss von Charakteristiken führen. Die vorliegende Erfindung ermöglicht es dem Vorrichtungsentwickler, das Polymer auf der Basis der erwünschten Biokompatibilität auszuwählen und die mechanischen und physikalischen Eigenschaften von geringerer Bedeutung für die Zersetzungsrate des Materials durch Verwenden der einen oder mehr Reservoirabschnittsmerkmale auf die Zersetzungsrate zuzuschneiden, die höher als Rate ist, die bei einem Aufbau aus im Wesentlichen massivem Material zu erwarten ist.
Chirurgische Implantate und Nähte aus biologisch abbaubarem Polymer verlieren im Zeitablauf ihre ursprüngliche Zugfestigkeit und Masse in der Umgebung des Körpers. Die Haltezeit der ursprünglichen Zugfestigkeit ist wichtig, da die Vorrichtung oder Naht ihren beabsichtigen strukturellen Zweck für eine Zeitspanne erfüllen muss, die lange genug ist, um zu ermöglichen, dass eine Heilung stattfindet. Nach der Heilung kann das Polymer an Festigkeit verlieren, da die strukturelle Stützung nun durch native Gewebe oder den nativen Knochen erfolgt. Die Heilungszeit variiert in Abhängigkeit von der Art der beteiligten Gewebe; Haut, Sehne, Knochen oder Muskel. Für jede Art von medizinischer Indikation muss ein Polymer mit einer geeigneten Festigkeitshaltezeit verwendet werden.
Die Zersetzungszeit des Polymers wird von mehreren intrinsischen und extrinsischen Faktoren beeinflusst. Intrinsische Faktoren umfassen die chemische Zusammensetzung und die physikalische Struktur des Polymers (wie beispielsweise Substituenten, Ausrichtung, Kristallisationsgrad, Geometrie und relative Molekülmasse). Extrinsische Faktoren umfassen den pH des biologischen Mediums, Elektrolyten, externe Spannung, Temperatur, Strahlung, freie Radikale und Enzyme.
Die Zersetzung von abbaubaren Polymeren erfolgt in erster Linie durch Hydrolyse. Die hydrolytische Reaktion bewirkt, dass die Molekülketten des Polymers abgebrochen werden und die Kettenlänge mit der Dauer der Zersetzung abnimmt. Das Ergebnis der abnehmenden Kettenlänge ist eine Reduktion von physikalischen und mechanischen Werten. Es tritt ein Verlust an Masse ein, wenn eine erhebliche Anzahl von Ketten abgebrochen wird, um eine Diffusion von kleinen Molekülketten aus dem Polymer und in die biologische Umgebung zu ermöglichen. Eine Auflösung der Vorrichtung findet statt, wenn es einen Verlust von Festigkeit, Masse und Teilen des Polymerfragments gab.
Die drei Arten von Zersetzungseigenschaften, die verwendet werden, um den Zersetzungsprozess des abbaubaren Polymers zu beschreiben, sind der Verlust des Zugfestigkeitsprofils, der Verlust des Massenprofils und die Art von Zersetzungsprodukten, die an die umliegenden Gewebe freigegeben werden. Der Verlust von Zugfestigkeit geht den anderen beiden Ereignissen stets voraus, da sich abbaubare Polymere durch Hydrolyse durch das ganze Volumen des Materials zersetzen statt von einer Oberflächenerosion. Die Volumenzersetzung bewirkt, dass das Polymer zuerst an Festigkeit und dann an Masse verliert. Würde die Zersetzung durch eine Oberflächenerosion stattfinden, dann würde das Polymer vor oder gleichzeitig mit dem Verlust an Festigkeit an Masse verlieren.
Alle synthetischen abbaubaren Nähte sind wasserunlösliche Polymere. Dies bedeutet, dass die Diffusionsrate von Wasser ein wichtiger Faktor beim Bestimmen der Hydrolyse- und Zersetzungsrate ist. Dünnere Profile sollten theoretisch den Volumenwasserkonzentrationsgrad, bei dem die Hydrolyse beginnen kann, einzutreten, schneller als dicke Profile erreichen. Sobald jedoch die Zersetzung beginnt, haben dickere Profile schnellere Zersetzungsraten, da die sauren Zersetzungsprodukte sich in der Mitte des Profils bilden und die Zersetzung auf eine schnellere Rate katalysieren als an anderen Stellen im Material, an welchen die Diffusionsabstände kürzer sind und die Zersetzungsprodukte zur Oberfläche migrieren und durch die biologische Umgebung gepuffert werden. Das Ergebnis ist, dass das Zersetzungsprofil in der Mitte des massiven Profils auf einem Maximum ist und von der Mitte zur Oberfläche abnimmt. Die Zersetzung findet überall im Volumen statt, ist aber in der Mitte am schnellsten. Zum Beispiel in einem Hohlraumabschnitt, in welchem sich Zersetzungsprodukte im Reservoir sammeln können, gibt es zwei Stellen mit einer hohen Zersetzungsrate; die Oberfläche des Elements am Reservoir und die Mitte des massiven Profils. Daher sollte die Zersetzung eines hohlen Teils eher erfolgen als die eines massiven Teils, da der Diffusionsabstand für die Wasserabsorption kürzer ist und da es zwei sich schnell zersetzende Fronten im Material gibt.
Für PLA findet die strukturelle Zersetzung über ein Zeitintervall von etwa 6 Monaten bis 2 Jahren in vivo statt. Ein Element löst sich auf, nachdem es genügend Festigkeit verloren hat und nicht mehr in der Lage ist, auferlegten Lasten standzuhalten, oder nicht mehr in der Lage ist, sich selbst zusammenzuhalten. Die strukturelle Zersetzung findet lange nach der Zeit statt, die zur Endothelbildung oder Epithelbildung benötigt wird.
Der Abbau findet statt, wenn Polymerzersetzungsprodukte von der Vorrichtung freigegeben und in normale chemische Prozesse des Körpers eingeführt werden. Beim Stoffwechsel handelt es sich um chemische Änderungen in lebenden Zellen, durch welche Energie für vitale Prozesse und Aktivitäten bereitgestellt werden und neues Material assimiliert wird, um den Stoffwechselabfall zu ersetzen.
Exkretion ist die Trennung und Beseitigung oder Entladung aus dem Blut oder den Geweben von nutzlosen, überflüssigen oder schädlichen Materialien, die aus dem Körper beseitigt werden. Die Exkretion unterscheidet sich von einer Sekretion darin, dass sie nicht entsteht, um eine nützliche Funktion auszuführen.
Die Biokompatibilität von abbaubaren Polymeren während der Zersetzung hängt von der Ansammlungsrate und davon ab, wie gut das umliegende Gewebe oder Fluid die Zersetzungsprodukte puffert oder metabolisiert. Wenn die Produkte metabolisierbar sind, hängt die Rate, mit welcher dies geschieht, vom Blutkreislauf des Gewebes ab. Eine gut vaskularisierte Lumenwand könnte Zersetzungsprodukte Puffern und metabolisieren, wenn sie vom Implantat freigegeben werden. Dieser biologische Prozess ist wichtig, um eine ungünstige Gewebereaktion auf das sich zersetzende Implantat zu minimieren.
Die Zersetzungsendprodukte von PLLA und PGA sind Milch- und Glycolsäure, welche normalerweise im menschlichen Körper vorkommen. Die Säuren werden durch die Zellen um das Implantat herum metabolisiert. Der Stoffwechselprozess ist ein Citratzyklus, der die Säuren in Kohlendioxid umwandelt, der aus dem Körper ausgeatmet wird.
Für ein PLA-Element ist die Massezersetzung mit dem vollständigen Abbau der Polymer-Endoprothese in etwa 1,5 bis 3 Jahren nach der Implantation abgeschlossen.
Zur Herstellung der implantierbaren Endoprothese 50 wird die Endprothese 50 aus röhrenförmigen geflochtenen Filamenten auf einem röhrenförmigen Dorn aus Edelstahl (nicht dargestellt) angeordnet und mit Befestigungsbändern aus Kunststoff oder vergleichbaren Mitteln (nicht dargestellt) in einer axial zusammengedrückten Position, axial erweiterten Position oder einer Position im freien Zustand gehalten, um eine Anordnung zu bilden. Der Begriff „freier Zustand" wird verwendet, wenn keine extern ausgeübten Kräfte auf die Vorrichtung einwirken, wenn die Vorrichtung zum Beispiel auf einem Tisch liegt. Die Anordnung wird bei einer Temperatur unter dem Schmelzpunkt der Endoprothese 50 für eine Zeit von etwa 5 Minuten bis etwa 90 Mimnuten getempert. Die Endoprothese 50 kann bei einer Temperatur von etwa 130 °C bis etwa 160 °C für etwa 10 Minuten bis etwa 20 Minuten getempert werden. Ein bevorzugtes Temperverfahren umfasst eine Temperatur bei etwa 140 °C für etwa 15 Minuten in Luft, Vakuum, Argon, Helium oder Kombinationen davon. Danach wird die Anordnung auf Raumtemperatur abgekühlt, und die Endoprothese 50 wird vom Dorn abgenommen. Die implantierbare Endoprothese 50 wird dann durch Abscheiden der ganzen Endoprothese 50 oder jedes Filamentkreuzungspunkts auf vorbestimmte Längslängen zugeschnitten.
Die Hohlraum- 22, Höhlungs- 32 oder Poren- 42 Abschnitte können durch ein Extrusionsverfahren unter Verwendung von Dornen oder durch Entkernen während eines Spritzgießens hergestellt werden. Die Porosität kann durch Verfahren hergestellt werden, welche maschinelle Bearbeitung, lösliche Mikrokügelchen, Extrusions- oder Formungsparameterauswahl, Gasbläschenbildung oder ähnliche Verfahren umfassen.
Beispiele der vorliegenden Erfindung werden im Folgenden beschrieben.
BEISPIEL 1
In einem Versuch wurden ein massiver extrudierter PLLA-Stab (Massivstab) und ein extrudierter PLLA-Stab mit zwei Höhlungsabschnitten (Höhlungsstab) verwendet, um einen schnelleren Abbau des Höhlungsstabs zu demonstrieren. Der Massivstab und der Höhlungsstab wurden aus demselben massiven Ausgangsstab hergestellt, der zuerst in Luft bei 140 °C etwa 15 Minuten lang getempert wurde. Der Massivstab wurde auf Längen von 15,2 mm bis 17,8 mm (0,6'' bis 0,7'') zugeschnitten.
Der Massivstab hatte eine gemessenen Außendurchmesser von etwa 5,4 mm (0,212'') und eine Länge von etwa 15,2 mm bis 17,8 mm (0,6'' bis 0,7''). Der Höhlungsstab hatte einen Außendurchmesser von etwa 5,4 mm (0,212'') und eine Länge von etwa 15,2 mm bis 17,8 mm (0,6'' bis 0,7'') und umfasste Höhlungen an jedem Ende, die einen Durchmesser von 2 mm (5/64'') hatten und 5 mm bis 7 mm (0,2'' bis 0,3'') tief waren. Der Höhlungsstab wurde durch Verwenden einer der massiven PLLA-Längen und Bohren eines 5 mm bis 7 mm (0,2'' bis 0,3'') tiefen axialen Lochs an jedem Ende unter Verwendung eines 2 mm (5/64'') Bohrers hergestellt. Die Höhlungsöffnung am Ende jedes axialen Lochs wurde mit einem medizinischen Dow-Siliconklebstoff A abgedeckt, wodurch zwei innere Höhlungen im Stab erzeugt wurden, um den Höhlungsstab zu bilden.
Der Massivstab und der Höhlungsstab wurden in separate 32-Unzen-Gefäße gegeben, die mit einer phosphatgepufferten Salz- oder PBS-Lösung (pH = 7,4) gefüllt waren. Jedes Gefäß wurde bei 60 °C inkubiert. Der Massivstab und der Höhlungsstab wurden jeweils regelmäßig auf eine Gewichtsänderung und Bruchanzeichen untersucht. Das Gewicht des Massivstabs und des Höhlungsstabs umfasst die Zersetzungsnebenprodukte.
Der Massivstab und der Höhlungsstab wurden vor dem Verfahren (Tag 0) und an den folgenden Tagen des Versuchs gewogen: 3, 4, 5, 6, 7, 10, 11, 12, 13, 14, 17, 18, 19, 20, 21, 22, 25 und 26. Der Massivstab und der Höhlungsstab wurden an den folgenden Tagen des Versuchs nicht gewogen: 1, 2, 8, 9, 15 und 16.
Die Ergebnisse des Versuchs zeigten, dass sowohl der Massivstab als auch der Höhlungsstab für die ersten zehn Tage an Gewicht zunahmen (vermutlich wegen der Wasserabsorption); und dass der Höhlungsstab schneller an Gewicht zunahm als der Massivstab. Der Massivstab und der Höhlungsstab begannen nach zehn Tagen Inkubation, an Gewicht zu verlieren (vermutlich wegen der Polymerzersetzung). Der Höhlungsstab zerbrach bei 22 Tagen Inkubation bei einem Verlust von etwa 0,6 % seines ursprünglichen Prüflingsgewichts im Gegensatz zum Massivstab, der bei 26 Tagen Inkubation bei einem Verlust von etwa 1,3 % seines ursprünglichen Prüflingsgewichts zerbrach. Die Prüfung und die Messungen wurden beendet, als der Bruch jedes entsprechenden Stabs erfolgte.
Der Bruch (Auflösung) eines biologisch abbaubaren Elements oder einer biologisch abbaubaren Vorrichtung ist ein wichtiger Eckstein im Prozess des biologischen Abbaus, da er das sichere Ende der funktionalen Nützlichkeit des Elements oder der Vorrichtung im Körper markiert. Am Punkt der Auflösung kann das Element oder die Vorrichtung keine Luminalstützung mehr bereitstellen und zersetzt sich im Körper. Die Auflösung ist ein nützliches Maß für die Zersetzungszeit, da sie durch Beobachtung und Vergleich leicht zu messen ist.

Tabelle 3 zeigt die Messungen, die während des Versuchs in Tabellenform aufgezeichnet wurden. 6 veranschaulicht die Ergebnisse des Versuchs von Tabelle 3 in grafischer Form. TABELLE 3

Tag	Höhlungsstab, g	Massivstab, g	Masseverlust %, (Höhlung)	Masseverlust %, (Massiv)
0	0,4211	0,5005	0	0
1	Keine Messung	Keine Messung
2	Keine Messung	Keine Messung
3	0,4211	0,5005	0	0
4	0,4227	0,5023	–0,4	–0,4
5	0,4245	0,5044	–0,8	–0,8
6	0,4268	0,5061	–1,4	–1,1
7	0,4295	0,5081	–2	–1,5
8	Keine Messung	Keine Messung
9	Keine Messung	Keine Messung
10	0,4408	0,5178	–4,7	–3,5
11	0,4351	0,5145	–3,3	-2,8
12	0,4326	0,5123	–2,7	–2,4
13	0,432	0,5108	–2,6	–2,1
14	0,4296	0,5082	–2	–1,5
15	Keine Messung	Keine Messung
16	Keine Messung	Keine Messung
17	0,4262	0,5041	–1,2	–0,7
18	0,4244	0,503	–0,8	–0,5
19	0,4248	0,5027	–0,9	–0,4
20	0,424	0,5025	–0,7	–0,4
21	0,4236	0,5025	–0,6	–0,4
22	0,4184	0,4979	0,6	0,5
25		0,4944		1,2
26		0,4938		1,3

Zusammengefasst zerbrach der Höhlungsstab in kürzerer Zeit als der Massivstab. Der Höhlungsstab zerbrach in 22 Tagen im Gegensatz zum Massivstab, der in 26 Tagen zerbrach. Außerdem brauchte der Höhlungsstab weniger Massezersetzung vor dem Bruch als der Massivstab. Der Versuch bewies, dass sich ein biologisch abbaubares PLLA-Element mit zwei Höhlungen schneller als ein massives Element zersetzen würde. Es stellte sich heraus, dass die schnellere Zersetzung aus einem kürzeren Diffusionsabstand über die Profildicke und aus der Beschleunigung der Zersetzung auf der Innenfläche der Höhlung aufgrund der Sammlung von sauren Zersetzungsprodukten resultierte. Die Abbauzeit für den Höhlungsstab könnte durch ein Ändern des Volumenprozentsatzes der Höhlungsbereiche oder Ändern der Geometrie des Reservoirbereichs (d.h. rund, länglich, klein oder groß) länger oder kürzer gemacht werden. Außerdem kann die Zersetzungsrate von biologisch abbaubaren, implantierbaren Endoprothesen ohne Änderung von Materialien oder Verarbeitungsverfahren beeinflusst werden.
BEISPIEL 2
Die Endoprothesen 50 können aus 10 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,15 bis 0,25 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,20 bis 0,30 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,22 bis 0,32 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmes sern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 3 bis 6 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 3
Die Endoprothesen 50 können aus 10 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,20 bis 0,30 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 3 bis 6 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 4
Die Endoprothesen 50 können aus 12 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,20 bis 0,30 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,44 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 3 bis 8 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 5
Die Endoprothesen 50 können aus 12 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 3 bis 8 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 6
Die Endoprothesen 50 können aus 15 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,37 bis 0,47 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 6 bis 10 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 7
Die Endoprothesen 50 können aus 15 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durch messer von 0,40 bis 0,50 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 6 bis 10 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 8
Die Endoprothesen 50 können aus 18 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 7 bis 12 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 9
Die Endoprothesen 50 können aus 18 Filamentsträngen aus PLLA-, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,47 bis 0,57 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,50 bis 0,60 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußen durchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 7 bis 12 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 10
Die Endoprothesen 50 können aus 20 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,20 bis 0,30 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 3 bis 9 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 11
Die Endoprothesen 50 können aus 24 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,20 bis 0,30 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,27 bis 0,37 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 8 bis 12 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelz temperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 12
Die Endoprothesen 50 können aus 24 Filamentsträngen und aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,25 bis 0,35 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,32 bis 0,42 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 9 bis 14 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temper dorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 13
Die Endoprothesen 50 können aus 24 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,37 bis 0,47 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 12 bis 18 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 14
Die Endoprothesen 50 können aus 30 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,30 bis 0,40 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,37 bis 0,47 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 16 bis 26 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 15
Die Endoprothesen 50 können aus 36 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,52 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 20 bis 30 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
BEISPIEL 16
Die Endoprothesen 50 können aus 24 Filamentsträngen aus PLLA, PDLA, PLLA-PDLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,35 bis 0,45 mm, PGA, PGA-PLLA-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,40 bis 0,50 mm, PGA-Polycaprolacton-Copolymer, PGA-Trimethylcarbonat-Copolymer mit einem Durchmesser von 0,42 bis 0,55 mm oder Polydioxanon mit einem Durchmesser von 0,45 bis 0,55 mm hergestellt sein. Die Filamente mit Reservoirs in Form von Hohlraumkernen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 % des Filamentaußendurchmessers, die sich über die gesamte Filamentlänge (mit Ausnahme der versiegelten Enden am Ende jedes Filaments, die während der Herstellung auftreten können) erstrecken; Höhlungen mit Durchmessern von weniger als etwa 50 des Filamentaußendurchmessers, die sich über einen oder zwei Abschnitte der gesamten Filamentlänge erstrecken; oder Poren mit Durchmessern von etwa einem bis etwa zwanzig Mikrometern. Die Filamente werden auf einem Flechtdorn mit einem Durchmesser von 14 bis 20 mm in einem Filamentflechtwinkel von 120 bis 150 Grad, während das Geflecht auf dem Flechtdorn ist, angeordnet und auf einem Stangen- oder Röhrendorn, der einen Außendurchmesser aufweist, der 0,2 bis 10 mm kleiner als der Durchmesser des Flechtdorns ist, bei einer Temperatur zwischen der Glasübergangstemperatur und der Schmelztemperatur des Polymers für 5 bis 120 Minuten in Luft, Vakuum oder inerter Atmosphäre mit dem Geflecht in einer axial erweiterten, freien oder zusammengezogenen Position getempert, auf etwa Raumtemperatur abgekühlt, vom Temperdorn abgenommen und auf die gewünschte Endoprothesenlänge zugeschnitten.
Aus der Betrachtung des Vorhergesagten ist ersichtlich, dass die biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese unter Verwendung von etlichen Verfahren und Materialien in einer großen Vielfalt von Größen und Bauweisen zur größeren Effizienz und Zweckmäßigkeit eines Benutzers hergestellt werden können.
Eine biologisch abbaubare Endoprothese, die in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung vorteilhaft verwendet kann, wird in J. Stinsons US-Patent Nr. 6,245,103 mit dem Titel „Bioabsorbable Self-Expanding Stent" offenbart, das auf der Anmeldung Nr. 08/904,467 basiert, die gleichzeitig hiermit eingereicht wurde, und dem Rechtsnachfolger dieser Anmeldung gemeinsam übertragen wurde.
Ein biologisch abbaubarer Marker, der in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung vorteilhaft verwendet werden kann, wird in J. Stinsons und Claude Clercs US-Patent Nr. 6,340,367 mit dem Titel „Radiopaque Markers and Methods of Using Same" offenbart, das auf der Anmeldung Nr. 08/905,821 basiert, die gleichzeitig hiermit eingereicht wurde, und dem Rechtsnachfolger dieser Anmeldung gemeinsam übertragen wurde.
Ein anderer biologisch abbaubarer Marker, der in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung vorteilhaft verwendet werden kann, wird in J. Stinsons US-Patent Nr. 6,174,330 mit dem Titel „Bioabsorbable Marker having Radiopaque Constituents and Method of Using the Same" offenbart, das auf der Anmeldung 08/904,951 basiert, die gleichzeitig hiermit eingereicht wurde, und dem Rechtsnachfolger dieser Anmeldung gemeinsam übertragen wurde.
Die zuvor beschriebenen Ausführungsformen der Erfindung dienen lediglich der Beschreibung ihrer Prinzipien und sind nicht als einschränkend zu betrachten.

Claims

Biologisch abbaubare, implantierbare Endoprothese, umfassend: eine radial zusammendrückbare und selbstdehnbare, geflochtene und getemperte Röhrenstruktur (50), umfassend einen ersten Satz von länglichen Elementen (20, 30, 40), die sich in einer spiralförmigen Anordnung in einer ersten Wickelrichtung entlang einer Mittellinie der Röhrenstruktur erstrecken, und einen zweiten Satz von länglichen Elementen (20, 30, 40), die sich in einer spiralförmigen Anordnung in einer zweiten Wickelrichtung entlang der Mittellinie erstrecken und mit dem ersten Satz von länglichen Elementen kreuzen, um Kreuzungen der länglichen Elemente und Zwischenräume zwischen den länglichen Elementen zu bilden; wobei jedes der länglichen Elemente ein biologisch abbaubares Polymer umfasst, das so ausgelegt ist, dass es eine in-vivo-Zersetzung erfährt, und wobei die länglichen Elemente elastisch sind, um ein radiales Zusammendrücken der Röhrenstruktur in einen Zustand mit verkleinertem Radius und erweiterter Länge zu ermöglichen, um eine transluminale Zuführung der Röhrenstruktur zu einer ausgewählten Behandlungsstelle zu erleichtern, dadurch gekennzeichnet, dass jedes der länglichen Elemente ferner einen Reservoirabschnitt umfasst, der so ausgelegt ist, dass er ein Nebenprodukt der Zersetzung des biologisch abbaubaren Polymers sammelt, wobei der Reservoirabschnitt ein Reservoirvolumen einnimmt, das größer als etwa fünf Prozent eines Gesamtvolumens ist, das durch das längliche Element eingenommen wird.
Endoprothese nach Anspruch 1, wobei: der Reservoirabschnitt einen Hohlraumabschnitt umfasst, der sich axial entlang jedes der länglichen Elemente erstreckt und zu gegenüberliegenden Enden jedes Elements offen ist.
Endoprothese nach Anspruch 2, wobei: der Reservoirabschnitt eine Mehrzahl der Hohlraumabschnitte umfasst.
Endoprothese nach Anspruch 2, wobei: eine mittlere Querschnittsfläche des Hohlraumabschnitts von etwa zehn Prozent bis etwa 30 Prozent der Gesamtquerschnittsfläche des länglichen Elements umfasst.
Endoprothese nach Anspruch 1, wobei: der Reservoirabschnitt wenigstens eine sich axial erstreckende innere Höhlung umfasst, die von der Außenfläche jedes der länglichen Elemente vertieft ist.
Endoprothese nach Anspruch 5, wobei: die wenigstens eine Höhlung eine mittlere Querschnittsfläche aufweist, die von etwa zwei Prozent bis etwa 40 Prozent der Gesamtquerschnittsfläche des länglichen Elements reicht.
Endoprothese nach Anspruch 5, wobei: eine mittlere Querschnittsfläche der Höhlung von etwa zehn Prozent bis etwa 30 Prozent einer Quer schnittsfläche ihres zugehörigen länglichen Elements reicht.
Endoprothese nach Anspruch 1, wobei: der Reservoirabschnitt eine Mehrzahl von Poren umfasst.
Endoprothese nach Anspruch 8, wobei: die Poren von einer Außenfläche jedes der länglichen Elemente vertieft sind.
Endoprothese nach Anspruch 8, wobei: wenigstens einige der Poren jedes länglichen Elements zu einer Außenfläche des länglichen Elements offen sind.
Endoprothese nach Anspruch 10, wobei: im Wesentlichen alle der Poren jedes länglichen Elements zur Außenfläche des länglichen Elements offen sind.
Endoprothese nach Anspruch 10, wobei: die Außenfläche jedes der länglichen Elemente einen Gesamtaußenflächeninhalt aufweist, der einen Porenflächeninhalt umfasst, der aus den vereinten Flächeninhalten der Poren besteht, die zur Außenfläche offen sind; und der Gesamtporenflächeninhalt von etwa zwei Prozent bis etwa vierzig Prozent des Gesamtaußenflächeninhalts reicht.
Endoprothese nach Anspruch 8, wobei: die Poren Durchmesser aufweisen, die von etwa 1 Mikrometer bis etwa 20 Mikrometer reichen.
Endoprothese nach Anspruch 1, wobei: das Volumen jedes Reservoirabschnitts von zwanzig Prozent bis etwa vierzig Prozent seines zugehörigen Gesamtvolumens reicht.
Endoprothese nach Anspruch 14, wobei: die länglichen Elemente an den mehreren Kreuzungen Kreuzungswinkel bilden, die von etwa 120 Grad bis etwa 150 Grad reichen.
Endoprothese nach Anspruch 1, wobei: das biologisch abbaubare Polymer im Wesentlichen aus einem Polymer besteht, das aus der Gruppe bestehend aus PLLA, PDLA und ihren Kombinationen ausgewählt ist.
Endoprothese nach Anspruch 1, wobei: das biologisch abbaubare Polymer im Wesentlichen aus einem Polymer besteht, das aus der Gruppe bestehend aus Polylactid, Polyglycolid und ihren Kombinationen ausgewählt ist.
Endoprothese nach Anspruch 1, wobei: das biologisch abbaubare Polymer aus einem Polymer besteht, das aus der Gruppe bestehend aus Polyglycolid, Polygluconat, Polydioxanon und ihren Kombinationen ausgewählt ist.
Endoprothese nach Anspruch 1, wobei: jedes der länglichen Elemente im Wesentlichen aus dem biologisch abbaubaren Polymer besteht.
Endoprothese nach Anspruch 1, wobei: die länglichen Elemente elastisch sind, wodurch die Röhrenstruktur dazu neigt, einen freien Zustand anzunehmen, in welchem die Röhrenstruktur einen ersten Durchmesser aufweist und, wenn radial in den Zustand mit verkleinertem Radius und erweiterter Länge zusammengedrückt, einen zweiten Durchmesser aufweist, der kleiner als der erste Durchmesser ist.
Verfahren zur Herstellung einer in den Körper implantierbaren Endoprothese, die erste und zweite Sätze von elastischen länglichen Elementen umfasst, umfassend: Bereitstellen einer Röhrenstruktur (50), umfassend einen ersten Satz von länglichen Elementen (20, 30, 40), die sich in einer spiralförmigen Anordnung in einer ersten Wickelrichtung entlang einer Mittellinie der Röhrenstruktur erstrecken, und einen zweiten Satz von länglichen Elementen (20, 30, 40), die sich in einer spiralförmigen Anordnung in einer zweiten Wickelrichtung entlang der Mittellinie erstrecken und mit dem ersten Satz von länglichen Elementen kreuzen, um Kreuzungen der länglichen Elemente und Zwischenräume zwischen den länglichen Elementen zu bilden; wobei die Röhrenstruktur in einen Zustand mit verkleinertem Radius und erweiterter Länge zusammendrückbar ist, und wobei jedes der länglichen Elemente ein biologisch abbaubares Polymer umfasst, das so ausgelegt ist, dass es eine in-vivo-Zersetzung erfährt, und ferner einen Reservoirabschnitt umfasst, der so ausgelegt ist, dass er ein Nebenprodukt der Zersetzung des biologisch abbaubaren Polymers sammelt, wobei der Reservoirabschnitt ein Reservoirvolumen einnimmt, das größer als etwa fünf Prozent eines Gesamtvolumens des länglichen Elements ist, das durch das längliche Element eingenommen wird; Anordnen der Röhrenstruktur auf einem Dorn und, mit der Röhrenstruktur auf dem Dorn angeordnet, Tempern der Röhrenstruktur bei einer Temperatur, die niedriger als der Schmelzpunkt des biologisch abbaubaren Polymers ist, für eine Zeit von 5 Minuten bis 20 Minuten; und Abkühlen der Röhrenstruktur nach dem Tempern und anschließendes Entfernen der Röhrenstruktur vom Dorn.
Verfahren nach Anspruch 21, wobei: das Bereitstellen der Röhrenstruktur ein Bilden der jeweiligen Reservoirabschnitte in den länglichen Elementen umfasst.
Verfahren nach Anspruch 22, wobei: das Bilden der jeweiligen Reservoirabschnitte ein Extrudieren der länglichen Elemente derart, dass die jeweiligen Reservoirabschnitte bereitgestellt werden, umfasst.
Verfahren nach Anspruch 22, wobei: das Bilden der Reservoirabschnitte ein Entkernen der länglichen Elemente während eines Spritzgießens davon umfasst.
Verfahren nach Anspruch 22, wobei: das Bilden der Reservoirabschnitte ein Einarbeiten von lösbaren Mikrokügelchen in die länglichen Elemente umfasst.
Verfahren nach Anspruch 22, wobei: das Bilden der Reservoirabschnitte ein Bohren von axialen Löchern in den länglichen Elementen umfasst.
Verfahren nach Anspruch 26, wobei: das Bereitstellen der Reservoirabschnitte ferner ein Versiegeln von jeweiligen offenen Enden der axialen Löcher in den länglichen Elementen umfasst.
Verfahren nach Anspruch 21, ferner umfassend: Zuschneiden der Röhrenstruktur auf vorbestimmte axiale Längen nach dem Entfernen der Röhrenstruktur vom Dorn.
Verfahren nach Anspruch 21, wobei: das Tempern ein Erwärmen der Röhrenstruktur auf eine Temperatur innerhalb des Bereichs von etwa 20 Grad Celsius bis etwa 160 Grad Celsius für eine Zeit innerhalb eines Bereichs von etwa zehn Minuten bis etwa zwanzig Minuten umfasst.
Verfahren nach Anspruch 21, wobei: das Bereitstellen der Röhrenstruktur ein Flechten der länglichen Elemente auf einem Flechtdorn umfasst, um einen Vortemperdurchmesser der Röhrenstruktur festzulegen, wenn in einem freien Zustand.
Verfahren nach Anspruch 30, wobei: das Tempern ein Halten der Röhrenstruktur im freien Zustand auf dem Temperdorn umfasst.
Verfahren nach Anspruch 30, wobei: das Tempern ein Halten der Röhrenstruktur in einem axial erweiterten Zustand auf dem Temperdorn umfasst.
Verfahren nach Anspruch 30, wobei: das Tempern ein Halten der Röhrenstruktur in einem axial zusammengedrückten Zustand auf dem Temperdorn umfasst.