WO2014023495A1 - Beschichteter stent - Google Patents

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WO2014023495A1
WO2014023495A1 PCT/EP2013/064341 EP2013064341W WO2014023495A1 WO 2014023495 A1 WO2014023495 A1 WO 2014023495A1 EP 2013064341 W EP2013064341 W EP 2013064341W WO 2014023495 A1 WO2014023495 A1 WO 2014023495A1
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coating
range
carrier
sec
medical implant
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PCT/EP2013/064341
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Bruno Covelli
Nicolas MATHYS
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Axetis Ag
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    • A61L2420/00—Materials or methods for coatings medical devices
    • A61L2420/02—Methods for coating medical devices

Definitions

  • the present invention relates to a Si0 2 -containing coating for a medical implant, in particular a vessel stent, and a medical implant with a Si0 2 -containing coating and a method for producing the coating and the implant.
  • Stents are used for the purpose of keeping serene, such as blood vessels (eg arteriosclerosis) in the occlusion-vulnerable vessels.This can either be done by means of a catheter or by surgically opening the vessel, if necessary Stents are generally tubular tubular structures, such as tissue tubing or tubular porous structures, which conform to the inner wall of a vessel and maintain a free flow area through which the blood in the blood vessel can flow freely.
  • blood vessels eg arteriosclerosis
  • Stents are generally tubular tubular structures, such as tissue tubing or tubular porous structures, which conform to the inner wall of a vessel and maintain a free flow area through which the blood in the blood vessel can flow freely.
  • stents are used in biliary tract, trachea or esophagus.
  • stents are used to limit the narrowing of the airways, biliary tract or esophagus after stretching has taken place.
  • Stents often consist of tubes with reticulate wall, which have a small diameter and thus can be easily brought by means of a catheter to the destination, where it by means of a balloon (balloon catheter) in the vessel by stretching the reticulated wall of the stent on the necessary lumen and so that the necessary diameter for supporting the vessel can be expanded.
  • a balloon balloon catheter
  • Balloon expandable stents are typically made of a moldable metallic material, such as stainless steel or nickel-titanium alloys. stents are usually formed by making selected structures from tubes of the desired material. Examples of such machining methods include, for example, spark erosion (EDM) based on metal erosion by spark deposition, or laser beam treatment in which a narrow, high energy density beam of light is used to vaporize selected portions of the metal pipe cut.
  • EDM spark erosion
  • laser beam treatment in which a narrow, high energy density beam of light is used to vaporize selected portions of the metal pipe cut.
  • the surface finish i. the roughness or roughness of stents outside and inside (Ra AD & ID) in the machine-made state is usually about 0.4 ⁇ .
  • stents can be electropolished after machine fabrication.
  • the principles of electropolishing per se, especially in the context of stainless steel alloys, are well known in the art.
  • the prosthesis By coating the prosthesis, e.g. It prevents platelet aggregation and damage to the balloon catheter, and minimizes surface roughness.
  • Si0 2 -containing coatings, with or without additives can in principle be applied by known methods, such as by chemical vapor deposition (chemical vapor deposition).
  • the rough surface of the stent may provide blood cells (e.g., platelets, i.e. platelets) with a surface which promotes adhesion. Adhesion of such platelets to the rough surface of a supporting prosthesis can trigger the sequence of steps, known as a coagulation cascade, which, in severe cases, can lead to the formation of a blood clot in and / or around the implanted prosthesis. If such a clot persists in this position, it may happen that the vascular closure, which the vascular prosthesis should actually prevent, reappears. If the clot separates from the stent and travels into the arterial or venous vasculature, it may eventually settle to a remote location in the body where it blocks blood flow and causes an infarction or blow.
  • blood cells e.g., platelets, i.e. platelets
  • Adhesion of such platelets to the rough surface of a supporting prosthesis can trigger the sequence of steps, known as a coagulation cascade, which, in severe
  • Another negative effect of a rough surface of a vascular graft is the formation of unwanted microturbulences in the blood flow at that surface.
  • the blood flow is diverted to the smallest bulges. This deflection leads to the smallest vertebrae. Cell components can be trapped in these vertebrae and also trigger the above-mentioned coagulation cascade, with the associated disadvantages and hazards to the patient.
  • the invention is directed to an improved medical implant and method for making such an implant, the implant having a coating containing silica.
  • the coating except for incompletely oxidized starting material, consists essentially of silicon dioxide.
  • the medical implant is a vascular stent, for example for blood vessels, bile ducts, esophagus or trachea.
  • EP 1 752 113 A1 discloses a vessel stent which is suitable for the coating according to the invention or as a carrier for an implant according to the invention.
  • the subject of the present invention is a coating for a medical implant, in particular a tubular support prosthesis, which comprises silicon dioxide.
  • the tubular support prosthesis may be a vascular stent, such as a venous stent or an arterial stent, where the arterial stent may be deployed in the coronary artery or in the aorta.
  • the stent may advantageously comprise one or more artificial and / or tissue engineered valves, eg, an aortic valve.
  • Previously known stents have the problem that, because of their specific surface area and their lattice structure, they often grow or grow from the body's own cells, which in the longer term can in turn lead to a renewed occlusion of the stent-protected vessel (restenosis).
  • restenosis stent-protected vessel
  • conventional stent coatings are not always flexible enough to participate in the movements of the stent during implantation and expansion, which can lead to damage to the coating.
  • the thickness of the coating is approximately in the same range as the maximum tolerance for surface roughness in the prosthesis. As a result, the coating reflects the surface properties of the prosthesis, including the surface imperfections within the determined roughness tolerances of the underlying denture substrate.
  • the thickness of the coating according to the invention is preferably 40 to 150 nm. According to a preferred embodiment, the coating thickness is in the range of 60-120 nm, preferably 80-100 nm, particularly preferably in the range of about 80 nm. The thickness is thus preferably just that chosen that there is a continuous layer that does not break during movement or expansion of the implant, and preferably remains elastic at least in the working area.
  • the coating may be applied in a single step, thus forming a monolayer, but in a preferred embodiment may also consist of a plurality of successively applied layers.
  • the composition of each individual layer can be determined individually.
  • the silica may be in the coating in amorphous or crystalline or semi-crystalline form.
  • the properties of the coating may be further modified by at least one admixture contained in the coating, wherein the admixture may be selected from alumina, titania, calcium compounds, sodium oxide, germania, magnesia, selenium oxide and hydroxides, especially hydroxides of the aforementioned metals.
  • Particularly preferred admixtures are alumina and titania.
  • the proportion of the admixture in the total amount of the coating may preferably be 0.5 to 50% by weight.
  • the coating be substantially nonporous.
  • the coating may also be preferred that the coating has pores for functionalization with other substances that are applied to the coating after the actual coating and deposit in the pores.
  • the coating according to the invention may have an additional, even partially or punctually present functionalization order.
  • Such an order may correspond to the medical purpose of the medical implant and include affecting the growth of surrounding tissue, killing unwanted tissue, establishing a relationship between the medical implant and tissue, etc.
  • the functionalization order may contain, for example, at least one drug and / or at least one cell poison.
  • the erfmdungsgemässe coating preferably has a maximum average defect size of 0.5-2 ⁇ , preferably of about 1 ⁇ on. This means that any cracks or other damage in the Si0 2 layer preferably have a smaller diameter than 1 ⁇ , or that the mean value of all defects on the Coating surface before and / or after the expansion 0.5-2 ⁇ , preferably about 1 ⁇ amounts.
  • a system for plasma-induced chemical vapor deposition for example a PECVD reactor: plasma-enhanced chemical vapor deposition
  • a PECVD reactor plasma-enhanced chemical vapor deposition
  • Plasma polymerization is a special plasma-activated variant of chemical vapor deposition.
  • vaporous organic precursor compounds (precursors) in the process chamber are first activated by a plasma.
  • the activation produces free charge carriers (ions and electrons) and first coating elements in the form of precursor fragments and / or clusters or chains of these fragments are already formed in the gas phase.
  • the subsequent condensation of these coating elements on the substrate surface, here the stent surface then effects the polymerization and thus the formation of a closed layer under the influence of substrate temperature, electron bombardment and ion bombardment.
  • Such a method preferably includes the following properties:
  • a process gas stream containing at least one gas (eg argon, Ar) and / or a gaseous oxidant (eg C0 2 , N 2 0, 0 3 or 0 2 ) and a carrier gas stream containing at least one precursor are introduced into a treatment zone at least one substrate is located.
  • the volume of the treatment zone is enclosed by the evacuatable process chamber.
  • the process gas and carrier gas streams have at least one spatially separated inlet location in the treatment zone.
  • Advantageous are several inlet locations each for process gas stream and carrier gas stream. These may pass through one or more holes in the wall of at least one, for example ring, rod, string or otherwise Hollow body (gas shower) can be realized.
  • the at least one gas shower is connected to the treatment zone via said holes.
  • the holes have characteristic widths in the range of 0.1-10 mm, preferably 0.2-0.5 mm.
  • annular gas showers are preferably used, which are advantageously integrated in the vessel wall.
  • At least one preferably anisothermal, electrical gas discharge is operated in the process chamber.
  • the generation of an electrical potential gradient is necessary, with the aid of at least one plasma source, by means of which the energy supply is preferably done by radio frequency (RF) - or microwave (MW) - feed.
  • the voltage across the path is applied between at least two electrodes (ground electrode and counter electrode).
  • the electrodes can be arranged inside and outside the relationship at least one electrode outside and at least one other within the process chamber.
  • At least one electrode may be part or all of the wall of the process chamber.
  • this is the ground electrode.
  • both several spatially separated plasma zones can be achieved, as well as a single contiguous plasma zone.
  • the mixture of none, one or both already plasma-activated gas streams can be activated in at least one plasma zone.
  • the at least one plasma zone can fill the entire treatment zone or make up only a partial region of the treatment zone.
  • the substrate is located downstream relative to said inlet locations of process gas flow and / or carrier gas flow.
  • the substrate may be located inside or outside the at least one plasma zone.
  • the at least one substrate is supported by one of the aforementioned electrodes, or by a support device supported by it.
  • the at least one substrate can be moved freely in the treatment zone and thus switch between direct plasma activation (substrate within a plasma zone) or remoter plasma activation (afterglow) during coating.
  • a heterogeneous, chemical reaction of the coating elements takes place on the surface of the substrate.
  • RF mode RF plasma source
  • a holding device in the form of a plate
  • individual, electrically insulating holding elements rests on the counter electrode arranged inside the process chamber.
  • active cooling of the counter electrode is also used (e.g., by means of an integral water heat exchanger) to further reduce the heat load.
  • a cooling temperature in the range of TE 15-45 ° C., preferably of 18 ° C.-25 ° C. and more preferably of approx. 20 ° C., has proved to be advantageous.
  • the following parameters are important parameters for achieving a homogeneous and smooth surface: wall temperature of the process chamber TPK (preferably 50 ° C.), pressure p, injected plasma power PRF, gas composition during the cleaning and coating process (ratio of Gas volume flows [0 2 ] / [argon], [0 2 ] / [HMDSO]), coating time t ß , and positioning of the samples in the reactor.
  • the coating step may be preceded on a case-by-case basis by a fine plasma cleaning, the concentration of gaseous oxygen preferably being 100 sccm for 2 ⁇ 10 sec (sccm: standard cubic centimeter per minute).
  • concentration of gaseous oxygen preferably being 100 sccm for 2 ⁇ 10 sec (sccm: standard cubic centimeter per minute).
  • the other parameters correspond to those of the coating step.
  • O 2 and hexamethyldisiloxane are used as starting materials for the plasma polymerization, the oxygen being used as excitation gas and the hexamethyldisiloxane as layer former (precursor).
  • a ratio of [0 2 ] to [HMDSO] (silicon organic monomer) of in the range from 10: 1 to 40: 1 is particularly advantageous, in particular in the range from 10: 1 to 20: 1.
  • a ratio of [0 2 ] to [HMDSO] of 14: 1 to 18: 1, particularly preferably of about 15: 1 is used.
  • HMDSO is not completely oxidized. This means that at least part of the starting material is present in chain or net form in the final product. Preferably, only 80-95%, preferably about 90% of the starting material is fully reacted, or only 80-95%, preferably about 90% of the starting material are in Chain and / or net shape in the layer before.
  • the resulting coating has optimum mechanical properties for the purpose of implantation and cooperates in a particularly advantageous manner with the surface of the implant.
  • a flow rate of 0 2 of 60 sccm is used, with a flow rate of HMD SO of about 4 sccm, a preferred plasma power of 200 W, a preferred coating time of 2 x 6 sec and a preferred reactor pressure of 0.14 mbar ,
  • a great advantage of the medical implants according to the invention is the fact that the coating can be applied extremely thinly, namely preferably in the nano range, that is in the range of a few atomic layers. This makes it possible to essentially adjust the final dimensions in the production of the medical implant, without having to take account of possibly not exactly foreseeable dimensioning changes through the coating. In addition, such a thin coating is less prone to breakage.
  • the invention is furthermore directed to a medical implant which has a support, which is produced in particular according to the parameters described above and forms a basic structure, and a coating which contains or consists of silicon dioxide on at least parts of the support.
  • the coating is a coating according to the invention of the first aspect of the invention.
  • the medical implant is a vascular stent.
  • the vascular stent may be for a blood vessel, bile duct, esophagus, or trachea, and may be used in various animal species such as humans, domestic animals, and farm animals.
  • the support is preferably constructed from a material which is difficult to disassemble, "hard degradable” being understood to mean a property in which the material shows no visible signs of degradation after being implanted in a body for at least a year
  • the support is preferably made of medical implants Materials, in particular carbon, PTFE, Dacron, metal alloys, or PHA comprising constructed, in particular iron or steel alloys are preferred materials.
  • Another preferred material for the wearer is a shape memory metal, particularly nickel-titanium alloys, which find use in stents because of their ability to independently change their shape. But it can also be an aluminum alloy, Magnesium alloy or iron alloy can be used.
  • the invention is likewise directed to a method for producing a coated medical implant, in particular a medical implant according to the invention, which has at least the following steps:
  • the carrier is, as mentioned above, preferably made of a tubular metal blank of stainless steel by cutting the blank in a laser cutting process.
  • the laser cuts a stent structure.
  • the design drawing of the stents is converted by means of software into a format understandable for the CNC-controlled laser cutter, the so-called sectional drawing (CNC: computerized numerical control).
  • CNC computerized numerical control
  • the further supply is preferably fully automatic.
  • the first stent of a production batch is checked immediately after cutting for its uniform structure and cutting defects.
  • the optical control is carried out under a microscope. Under cutting errors contours are to be understood contrary to the sectional drawing.
  • a precise measurement of the stent takes place by means of profile projector or measuring microscope. If all parameters correspond to the specifications, then the tube processing will continue.
  • the laser cutting process preferably has one or more of the following parameters:
  • a particularly preferred laser cutting process is characterized by one or more of the following parameters:
  • a preferred pickling solution consists of deionized water, nitric acid (HN0 3 ) and hydrofluoric acid (HF).
  • a particularly preferred composition contains 75-80%, preferably 77.5% deionized water, 18-19%, preferably 18.3% nitric acid, and 4-4.5%, preferably 4.2% hydrofluoric acid, heated to 60-70 ° C, preferably 65.5 ° C.
  • the stents are electropolished.
  • an electropolishing article is immersed in an electrolyte containing an aqueous acid solution.
  • the article is made a positive electrode (anode) while a negative electrode (cathode) is placed near the anode.
  • the anode and cathode are then connected to a source of electrical potential difference, the electrolyte closing the circuit between the anode and cathode.
  • metal melts from the anode surface, ie, from the surface of the medical implant to be polished, eg, the tubular support prosthesis.
  • protruding portions are generally melted faster than indentations, so that it comes to a smoothing of the surface.
  • the rate of material removal during electropolishing is primarily a function of the electrolyte and the current density in the electrolyte-liquid.
  • attempts are made to maximize efficiency. This is achieved after mechanical production from the metal tube during electropolishing by increasing the speed, for example by increasing the acid concentration in the electrolyte bath, and / or by increasing the Current density. While such measures can often satisfactorily reduce surface roughness so that the above-mentioned coagulation disadvantages can be avoided or at least avoided in vivo, the inventors have found that acceleration of the electropolishing process also results in very sharp edges of the cut from the metal tube Sections can lead.
  • the rapid removal of material from the inner, outer and inner intersecting (transverse) surfaces may cause the remaining portions of the edges to collapse, resulting in sharp metallic edges where the abraded surfaces intersect.
  • Such sharp intersections may interfere with the implantation process in which the stent is deployed by means of a balloon catheter.
  • the balloon may be damaged by the sharp edges, resulting in a pressure drop within the balloon catheter. This can prevent the full expansion of the stent, which is necessary for the stent to optimally abut the vessel. In such situations, the balloon catheter must be removed and the stent lost in the body, leading to life-threatening complications.
  • Even in cases where the balloon itself is not damaged and the stent is properly immobilized in the correct position, a sharp-edged stent can still cause significant complications.
  • the sharp edges of the stent can namely be pressed against the vessel inner wall and gradually lead to irritation. Inflammation processes at the site of stent expansion may thus be triggered, and in severe cases, scarring may lead to vessel narrowing or
  • the stents are suspended on a frame of noble metal wires, which in turn is connected to a polishing plant.
  • the frame can be equipped, for example, with four wires, each with up to 20 stents.
  • the assembled rack is retracted into the electropolishing bath.
  • the current flow, the temperature and the polishing time as well as the amount of charge are regulated.
  • a planetary gear on the polishing frame ensures a uniform movement of the wires with the stents.
  • the polishing fluid is a special mixture of different acids.
  • the quality of the polishing fluid is monitored with an aerometer. With the help of a fine balance, each stent is weighed, and possibly polished, to ensure the target weight to +/- 0.2 mg.
  • the electropolishing of the carrier takes place in an electrolyte bath.
  • This advantageously contains at least phosphoric acid, sulfuric acid and distilled water.
  • the electropolishing is carried out at a temperature of 70-74 degrees Celsius, preferably at a temperature of 70.3-73.5 degrees Celsius.
  • the rotational speed is set to 2-6 mm / sec, preferably about 4 mm / sec.
  • the maximum applied voltage is in the range of 3-4 V, and is about 3.5 V, preferably a maximum of 3.11 V. It flows preferably a maximum current in the range of 3-7 A, preferably of at most 5 A.
  • the maximum average defect size at the support surface is advantageously 0.5-2 ⁇ , preferably about 1 ⁇ , i. the carrier should have no damage with a diameter greater than 0.5-2 ⁇ , preferably no damage with a diameter greater than about 1 ⁇ .
  • the still uncoated carrier advantageously has an average surface roughness R a of at most approximately 30 nm, preferably of at most 20 nm.
  • the average roughness R a indicates the average distance of a measurement point on the surface to a center line.
  • the centerline intersects the true profile within the datum line so that the sum of the profile deviations (relative to the centerline) becomes minimal.
  • the average roughness R a thus corresponds to the arithmetic mean of the deviation from a center line.
  • the roughness on the surface is standardized with ISO 25178.
  • the roughness characteristic can be measured over a wide area using optical measuring devices (eg with the optical microscope VHX100OOvon eyence, with a software-assisted 3D surface analysis and a resolution of 54 MPixel in combination with an up to 2500x optical magnification lens from Zeiss a virtual cut through the surface and determines the average roughness depth for this measuring range.).
  • optical measuring devices eg with the optical microscope VHX100OOvon eyence, with a software-assisted 3D surface analysis and a resolution of 54 MPixel in combination with an up to 2500x optical magnification lens from Zeiss a virtual cut through the surface and determines the average roughness depth for this measuring range.
  • platelets i. Platelets
  • i. Platelets usually vary in size between 2-4 ⁇ , can be ensured by adherence to the maximum surface roughness that no platelets catch on the implant, which in turn reduces the risk of unwanted complications due to prosthesis-induced blood clotting.
  • the definition of a range of surface roughness is further important because the coating applied to the surface is dynamic, or flexible, i. should not remain rigid, but at the same time should not slip off the Stromoberfikiee.
  • the quality of the surface to be coated thus plays an essential role in layer formation.
  • the method comprises the step of generating pores in the coating by means of neutron bombardment.
  • Neutron sources such as particle accelerators can be used for this purpose.
  • Another variant for producing functional pores is to produce the pores by means of laser light.
  • the present invention provides a coating for medical implants, in particular vascular stents, which due to their inert, glassy surface with silicon dioxide largely prevents growth of cells of the body or attachment of such cells, which due to their hardness damage during insertion of the implant counteracts in the body and thus simplifies the handling, which allows a simpler design of the implant due to the thinness of the coating, a reduced friction due to lower roughness and thus a smaller burden on blood components and low coagulum has and in it even after prolonged retention time in the body There is no degradation of the coating.
  • FIG. 1 shows an embodiment of an inventive electropolished stent prior to its coating
  • Fig. 2 is a three-dimensional microscopic view of a section of the
  • FIG. 3 shows a three-dimensional microscopic view of a section of a coated stent according to the invention, shown in an Olympus SZX12 light microscope, photographed by an Olympus ColorView Illu
  • FIG. 3 a three-dimensional microscopic view of a section of the inventive coated stent of FIG. 3, shown in a Zeiss Auriga scanning electron microscope, in 400-fold magnification.
  • a three-dimensional microscopic view of a section of a coated stent according to the invention shown in the scanning electron microscope, in 103-fold magnification; Definition of analyzed stent sections after dilatation;
  • FIG. 1 an uncoated carrier or a container stent 6 can be seen, as it is present after the electropolishing.
  • the grid of the illustrated stent 6 has a plurality of support rings 8 connected to one another at different locations, wherein the support rings 8 are each formed by a meander-shaped filament winding into a plurality of curvature arcs.
  • at least one curve bend of a first support ring and a curve bend of an adjacent second support ring overlap laterally, wherein the connection point is formed in the overlapping region.
  • the section of the coated vessel stent shown in FIG. 4 of FIG. 3 shows a coherent coating 12 with only minor damage 13.
  • the morphology of the SiO 2 layer 12 is strongly determined by the roughness of the underlying substrate surface 10. If this is rough, inhomogeneous layer structures also result.
  • electrochemical impedance spectroscopy EIS can be used to evaluate the quality of the coatings and to distinguish fine differences in dilation behavior.
  • the dilation behavior was tested by varying the stents on a balloon catheter, ie by 0%, 25%, 50%, 75% and 100%, expanded and analyzed by scanning electron microscope (Zeiss, Gemini 1530FE). Due to its special design, the deformation of the stents according to the invention occurs exclusively at the connection points (T-pieces) and the "deflections.” Accordingly, the damage 13 of the coating 12 also takes place primarily at these heavily stressed points (see FIG 6 shows a section of a stent surface 10 near the cut surface with a view of the cross section of the layer, the layer thickness being approximately 600-800 nm.
  • a liquid heating means deionized water
  • the entire cavity gap is equipped with guide means (not shown) for the heating means in order to guide the heating means so as to achieve a homogeneous temperature distribution over the inner wall 1b.
  • guide means (not shown) for the heating means in order to guide the heating means so as to achieve a homogeneous temperature distribution over the inner wall 1b.
  • This also applies to the temperature-controlled, double-walled closure lid ld, which provides access to the use and removal of the stents.
  • the annular shower 2 is embedded for the carrier gas stream with the precursor HMDSO.
  • feed temperature TL 45 ° C.
  • the precursor stream is 4 sccm during the coating.
  • the holes 2c are arranged in the present embodiment by about 40 mm lower than the inlet nozzle 3 for the process gas flow.
  • stents 6 are positioned on the electrically insulating support members 5b on the support, the stent support plate 5a.
  • the chemically resistant and stainless steel plate lies on the cylindrical counter electrode, which has a diameter of 145 mm.
  • This electrode 4 is electrically insulating and vacuum-tightly connected to the shield 4c and held therein in the process chamber, i. in the present case approx. 150 mm below the holes 2c.
  • coolant eg deionized water
  • RF High voltage 13.56 MHz
  • the process chamber is evacuated by connecting a suitable, typically multi-stage vacuum pump to the intake 7.
  • the system used here consists in the core of a cylindrical vacuum chamber, the reactor with a volume of about 8.3 1, the proportion of the so-called "stent chamber” only approx
  • the carrier gas (0 2 ) of the laminating agent (HMDSO) required for the reaction is fed in at the top of the system and flows laminarly at the selected reactor pressure of 0.14 mbar to those in the lower part of the stent chamber
  • the counter electrode with the stent support plate is provided with an electrical supply for operating a radio frequency (RF) discharge.
  • RF radio frequency
  • a gas flow rate (flow rate) of 100 sccm for oxygen was used for the purification (standard volume flow in standard cubic centimeters per minute (sccm)), with a plasma power of 200 W and a cleaning time of 2 x 10 sec
  • other gases such as argon (Ar), ammonia gas (NH 3 ), hydrogen (H 2 ) or ethyne (C 2 H 2) could also be considered for purification.
  • a stainless, non-magnetic stent-holding plate 5a eg, a steel plate provided with support members 5b (eg, pins), see Fig. 8
  • the steel plate 5a has a diameter of 140mm simultaneous coating of several stents 6 twelve 5 mm high pins 5b 11 (preferably metal pins) of 1.5 mm diameter on the steel plate 5 a are mounted.
  • the HMDSO used (Sigma-Aldrich, CAS N ° 107-46-0) has a boiling point of 101 ° C, a melting point of -59 ° C at a density of 0.764 g / ml at 20 ° C.
  • the gaseous oxygen used (PanGas AG, 0 2 5.0) has a purity of 99.99999%.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Beschichtung (12) für ein medizinisches Implantat, insbesondere für einen Gefässstent (6), die Siliziumdioxid aufweist, wobei die Beschichtungsdicke 40 bis 150 nm beträgt, sowie ein Verfahren zur Herstellung einer solchen Beschichtung, ein beschichtetes medizinisches Implantat und ein Verfahren zu dessen Herstellung.

Description

TITEL
Beschichteter Stent
TECHNISCHES GEBIET
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Si02-haltige Beschichtung für ein medizinisches Implantat, insbesondere einen Gefässstent, sowie ein medizinisches Implantat mit einer Si02-haltigen Beschichtung und ein Verfahren zur Herstellung der Beschichtung und des Implantats.
STAND DER TECHNIK
Röhrenförmige Stützprothesen sind im Stand der Technik weit bekannt. Diese werden oft als „Stents" bezeichnet. Sogenannte Stents werden zum Zweck der Offenhaltung von Gelassen, wie Blutgefässen (z.B. Arteriosklerose) in die Okklusions-gefährdeten Gefässe eingesetzt. Dies kann entweder mittels eines Katheters geschehen oder durch operative Eröffnung des Gefässes, ggfs. Ausräumen und Implantieren des Stents. Stents sind im allgemeinen schlauchförmige, rohrförmige Strukturen, beispielsweise Gewebeschläuche oder röhrenartige poröse Strukturen, die sich an die Innenwandung eines Gefässes anschmiegen und einen freien Strömungsquerschnitt offen halten, durch welchen das Blut in dem Blutgefäss frei fliessen kann.
Weitere Einsätze von Stents sind in Gallenwegen, Luftröhre oder Speiseröhre. So werden Stents beispielsweise in der Behandlung von Karzinomen dazu eingesetzt, die Verengungen bei den Atemwegen, Gallenwegen oder der Speiseröhre nach einer erfolgten Dehnung zu begrenzen.
Stents bestehen häufig aus Röhrchen mit netzförmiger Wandung, die einen kleinen Durchmesser aufweisen und dadurch leicht mittels eines Katheters an den Zielort gebracht werden können, wo sie mit Hilfe eines Ballons (Ballonkatheter) im Gefäss durch Dehnung der netzförmigen Wand des Stents auf das notwendige Lumen und damit den notwendigen Durchmesser zur Abstützung des Gefässes expandiert werden können.
Ballon-expandierbare Stents werden typischerweise aus einem formbaren metallischen Material hergestellt, wie beispielsweise Edelstahl oder Nickel-Titan-Legierungen. Stents werden in der Regel geformt, indem ausgewählte Strukturen aus Rohren des gewünschten Materials ausgearbeitet werden. Beispiele solcher maschinellen Verfahren sind z.B. Funkenerodieren (EDM - engl. Electrical Discharge Machining), welches auf der Erosion von Metallen durch Funkenabsetzung beruht, oder Laserstrahl-Behandlung, bei welchem ein schmaler Lichtstrahl hoher Energiedichte verwendet wird, um ausgewählte Abschnitte des Metallrohres zu bedampfen oder auszuschneiden.
Diese Verfahren hinterlassen eine dünne hitzebehandelte Zone um das im Rohr geschnittene Muster, sowie eine Oberflächenbeschaffenheit, welche rau und ungeeignet für die Implantierung in lebendes Gewebe ist. Die Oberflächenbeschaffenheit, d.h. die Rauheit bzw. Rautiefe von Stents aussen und innen (Ra AD & ID) im maschinell hergestellten Zustand beträgt üblicherweise ca. 0.4 μιη.
Um die Stentoberfläche zu glätten, können Stents nach der maschinellen Herstellung elektropoliert werden. Die Prinzipien des Elektropolierens an sich, insbesondere im Zusammenhang mit Edelstahl-Legierungen, sind aus dem Stand der Technik bekannt.
Durch Beschichten der Prothese werden z.B. Thrombozyten- Aggregation und Schäden am Ballonkatheter verhindert, und eine Minimierung der Oberflächenrauheit erreicht.
Es ist bekannt, Stents mit Kunststoffen, wie etwa Polytetrafluorethylen (PTFE; Teflon®) zu beschichten.
Aus der DE 102 30 720 AI und der DE 10 2005 024 913 sind Gefässstents bekannt, welche eine Si02-haltige, also eine glasähnliche Beschichtung aufweisen.
Si02-haltige Beschichtungen, mit oder ohne Zusatzstoffen, können grundsätzlich durch bekannte Methoden aufgetragen werden, wie z.B. durch chemische Gasphasenabscheidung (chemical vapor deposition).
Dennoch hat noch keine der entwickelten Methoden zur Herstellung und Beschichtung eines medizinischen Implantats zu einem optimalen Produkt geführt, in welchem durch Intimahyperplasie verursachte Restenose verhindert wird.
Basierend auf der zunehmenden Relevanz von Stents in der Behandlung von Gefässkrankheiten, besteht ein grosser Bedarf an einer ständigen Verbesserung der Stützfunktion der Stents, bei gleichzeitiger Sicherstellung der Patientensicherheit. Insbesondere sollen solche Implantate eine problemlose Implantation in den Körper eines Patienten gestatten und gleichzeitig die Intimahyperplasie verringern. DARSTELLUNG DER ERFINDUNG
Eine zu raue Stentoberfläche, wie zum Beispiel in einem Stent gleich nach der maschinellen Herstellung, kann zu ernsten Komplikationen fuhren, wenn solch ein Stent in vivo implantiert wird. Zum Beispiel kann die raue Oberfläche des Stents den Blutzellen (z.B. Thrombozyten, d.h. Blutplättchen) eine Oberfläche bieten, welche die Adhäsion fördert. Adhäsion solcher Thrombozyten an die raue Oberfläche einer Stützprothese kann die Abfolge von Schritten auslösen, welche als Gerinnungskaskade bekannt ist, welche in schweren Fällen zur Bildung eines Blutgerinnsels in und/oder um die implantierte Prothese herum führen kann. Wenn ein solches Gerinnsel in dieser Position verharrt, kann es passieren, dass der Gefässverschluss, welchen die Gefassprothese eigentlich verhindern sollte, erneut stattfindet. Wenn das Gerinnsel sich vom Stent löst, und in das arterielle oder venöse Gefasssystem wandert, kann es sich unter Umständen an einem entfernten Ort im Körper absetzen, dort den Blutfluss hindern und zu einem Infarkt oder Schlag führen.
Ein anderer negativer Effekt einer rauen Oberfläche eines Gefassimplantats ist die Bildung ungewünschter Mikroturbulenzen im Blutfluss an dieser Oberfläche. Der Blutfluss wird an kleinsten Ausbuchtungen umgelenkt. Diese Umlenkung führt zu kleinsten Wirbeln. Zellkomponenten können in diesen Wirbeln gefangen werden und ebenfalls die oben erwähnte Gerinnungskaskade auslösen, mit den entsprechenden Nachteilen und Gefahren für den Patienten.
Diese Aufgabe der Bereitstellung eines verbesserten medizinischen Implantats, welches die oben genannten Nachteile überwindet, wird gelöst durch eine Beschichtung gemäss dem unabhängigen Patentanspruch 1, bzw. ein Beschichtungsverfahren nach Anspruch 4, und ein medizinisches Implantat gemäss dem unabhängigen Patentanspruch 7 bzw. ein Verfahren zur Herstellung eines solchen beschichteten medizinischen Implantats gemäss dem unabhängigen Patentanspruch 13.
Dementsprechend ist die Erfindung gerichtet auf ein verbessertes medizinisches Implantat und ein Verfahren zur Herstellung eines solchen Implantats, wobei das Implantat eine Beschichtung aufweist, die Siliziumdioxid enthält. Vorzugsweise besteht die Beschichtung, bis auf unvollständig oxidiertes Ausgangsmaterial, im Wesentlichen aus Siliziumdioxid. Bevorzugterweise ist das medizinische Implantat ein Gefässstent, beispielsweise für Blutgefässe, Gallengänge, Speiseröhren oder Luftröhren. Die EP 1 752 113 AI offenbart beispielsweise einen Gefässstent, der sich für die erfmdungsgemässe Beschichtung bzw. als Träger für ein erfindungsgemässes Implantat eignet. Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist einerseits eine Beschichtung für ein medizinisches Implantat, insbesondere eine rohrformige Stützprothese, die Siliziumdioxid aufweist. Die rohrformige Stützprothese kann beispielsweise ein Gefassstent sein, wie z.B. ein venöser Stent oder ein arterieller Stent, wobei der arterielle Stent in der Koronararterie oder in der Aorta eingesetzt werden kann. Der Stent kann vorteilhafterweise eine oder mehrere künstliche und/oder durch Tissue Engineering hergestellte Klappen, z.B. eine Aortenklappe aufweisen.
Vorbekannten (z.B. mit PTFE oder Teflon beschichteten) Stents ist das Problem zu eigen, dass sie aufgrund ihrer spezifischen Oberfläche und ihrer Gitterstruktur oft von körpereigenen Zellen durchwachsen bzw. umwachsen werden, was längerfristig wiederum zu einer erneuten Okklusion des mit einem Stent abgesicherten Gefasses führen kann (Restenose). Hier ist es schwierig, den gewünschten Kompromiss zwischen Offenhalten des Gefasses und harmonischer Integration des Stents in den Organismus zu finden. Auch sind herkömmliche Stentbeschichtungen nicht immer flexibel genug, um die Bewegungen des Stents beim Implantieren und Expandieren mitzumachen, was zu Beschädigungen an der Beschichtung führen kann. Auch hat sich gezeigt, dass sich zwischen den Stentwerkstoffen und dem Blut beziehungsweise anderem Gewebe ein elektrochemisches Potential, bzw. eine Spannung aufbauen kann, wobei solche Potentiale die Eigenschaften der Blutinhaltsstoffe in der Grenzschicht zu den Stentwerkstoffen nachteilig verändern können und dadurch zu unkontrollierten Ablagerungen wie Plaques etc. führen können. Diese Probleme finden sich teilweise auch bei anderen medizinischen Implantaten mit ähnlichen Anforderungen. Die Dicke der Beschichtung liegt etwa im selben Bereich wie die maximale Toleranz für Oberflächenrauheit in der Prothese. Dadurch widerspiegelt die Beschichtung die Oberflächeneigenschaften der Prothese, einschliesslich die Oberflächen- Unebenheiten innerhalb der bestimmten Rauheits-Toleranzen des darunterliegenden Prothesensubstrats .
Vorzugsweise beträgt die Dicke der erfindungsgemässen Beschichtung 40 bis 150 nm. Gemäss einer bevorzugten Ausfuhrungsform liegt die Beschichtungsdicke im Bereich von 60-120 nm, bevorzugt 80-100 nm, insbesondere bevorzugt im Bereich von ca. 80 nm. Die Dicke ist also vorzugsweise gerade so gewählt, dass sich eine zusammenhängende Schicht gibt, die bei Bewegung oder Expansion des Implantats nicht reisst, und vorzugsweise zumindest im Gebrauchsbereich elastisch bleibt.
Massgebend bei der Wahl der Schichtdicke ist u.a. die Anforderung, dass bei der Expansion des Implantates im Körper die Beschichtung nicht beschädigt wird und keine zusätzlichen Poren entstehen.
Die Beschichtung kann in einem einzelnen Schritt aufgetragen werden, und somit eine einlagige Schicht bilden, kann jedoch in einer bevorzugten Ausführungsform auch aus mehreren, sukzessive aufgebrachten Schichten bestehen. Bei mehrlagigen Verfahren kann die Zusammensetzung jeder einzelnen Schicht individuell festgelegt werden.
Das Siliziumdioxid kann in amorpher oder kristalliner oder halbkristalliner Form in der Beschichtung vorliegen.
Die Eigenschaften der Beschichtung können weiterhin durch zumindest eine Beimischung, die in der Beschichtung enthalten ist, modifiziert werden, wobei die Beimischung ausgewählt sein kann aus Aluminiumoxid, Titanoxid, Calciumverbindungen, Natriumoxid, Germaniumoxid, Magnesiumoxid, Selenoxid und Hydroxiden, insbesondere Hydroxiden der vorgenannten Metalle. Besonders bevorzugte Beimischungen sind Aluminiumoxid und Titanoxid. Wenn eine Beimischung zum Siliziumdioxid verwendet wird, kann der Anteil der Beimischung an der Gesamtmenge der Beschichtung vorzugsweise 0,5 bis 50 Gew.-% betragen.
Um über die gesamte Oberfläche des medizinischen Implantats, wie eines Gefässstents, die gewünschten Oberflächeneigenschaften zu bewahren, wird es bevorzugt, dass die Beschichtung im Wesentlichen porenfrei ist. Bei bestimmten Ausführungsformen kann es jedoch ebenfalls bevorzugt werden, dass die Beschichtung Poren für eine Funktionalisierung mit weiteren Substanzen, die nach der eigentlichen Beschichtung auf die Beschichtung aufgebracht werden und sich in den Poren ablagern, aufweist. Dementsprechend kann die erfmdungsgemässe Beschichtung einen zusätzlichen, auch nur partiell oder punktuell vorhandenen Funktionalisierungsauftrag aufweisen. Ein solcher Auftrag kann der medizinischen Zweckbestimmung des medizinischen Implantates entsprechen und eine Beeinflussung des Wachstums von umgebendem Gewebe, eine Abtötung unerwünschten Gewebes, den Aufbau einer Beziehung zwischen medizinischem Implantat und Gewebe, etc. beinhalten. Der Funktionalisierungsauftrag kann beispielsweise zumindest ein Medikament und/oder zumindest ein Zellgift enthalten.
Die erfmdungsgemässe Beschichtung weist vorzugsweise eine maximale mittlere Defektgrösse von 0.5-2 μπι, vorzugsweise von ca. 1 μιη auf. Das heisst, dass allfällige Risse oder sonstige Beschädigungen in der Si02-Schicht vorzugsweise einen kleineren Durchmesser haben als 1 μηι, bzw. dass der Mittelwert aller Defekte auf der Beschichtungsoberfläche vor und/oder nach der Expansion 0.5-2 μηι, vorzugsweise ca. 1 μηι beträgt.
Für die Beschichtung wird vorteilhafterweise eine Anlage zur plasmainduzierten chemischen Gasphasenabscheidung (z.B. ein PECVD-Reaktor; PECVD: plasma enhanced chemical vapor disposition) verwendet.
Sonnenfeld et al. (A. Sonnenfeld, A. Bieder, Ph. Rudolf von Rohr, Influence of the gas phase on the water vapor barrier properties of SiOx films deposited from RF and dual mode plasmas, Plasma Processes and Polymers 2006, 3, 606-17) und Körner et al. (L. Körner, A. Sonnenfeld, Ph. Rudolf von Rohr, Silicon Oxide Diffusion Barrier Coatings on Polypropylene, Thin Solid Films 2010, 518(17), 4840-6) beschreiben eine mögliche Plasmabeschichtungsanlage und ein mögliches Beschichtungsverfahren.
Plasmapolymerisation ist eine spezielle plasmaaktivierte Variante der chemischen Gasphasenabscheidung. Bei der Plasmapolymerisation werden dampfförmige organische Vorläuferverbindungen (Präkursoren) in der Prozesskammer durch ein Plasma zunächst aktiviert. Durch die Aktivierung entstehen freie Ladungsträger (Ionen und Elektronen) und es bilden sich bereits in der Gasphase erste Beschichtungselemente in Form von Präkursorfragmenten und/oder Clustern oder Ketten aus diesen Fragmenten. Die anschliessende Kondensation dieser Beschichtungselemente auf der Substratoberfläche, hier der Stentoberfläche, bewirkt dann unter Einwirkung von Substrattemperatur, Elektronen- und lonenbeschuss die Polymerisation und somit die Bildung einer geschlossenen Schicht.
Ein solches Verfahren beinhaltet vorzugsweise die folgenden Eigenschaften:
Ein Prozessgasstrom, enthaltend mindestens ein Gas (z.B. Argon, Ar) und/oder ein gasförmiges Oxydationsmittel (z.B. C02, N20, 03 oder 02) und ein Trägergasstrom, enthaltend mindestens einen Präkursor, werden in eine Behandlungszone eingeleitet, in der sich mindestens ein Substrat befindet. Das Volumen der Behandlungszone wird von der evakuierbaren Prozesskammer umschlossen. Bevorzugt besitzen Prozessgas- und Trägergasstrom mindestens je einen räumlich voneinander entfernten Einlass-Ort in der Behandlungszone. Vorteilhaft sind mehrere Einlass-Orte jeweils für Prozessgastrom und Trägergasstrom. Diese können durch ein Loch oder mehrere Löcher in der Wand mindestens eines z.B. ring-, stab-, strangförmigen oder anderweitig ausgebildeten Hohlkörpers (Gasdusche) realisiert werden. Die mindestens eine Gasdusche ist über die genannten Löcher mit der Behandlungszone verbunden. Dabei weisen die Löcher charakteristische Weiten im Bereich von 0.1 - 10 mm, bevorzugterweise von 0.2 - 0.5 mm auf. Im Fall der Beschichtung der Stents werden vorzugsweise ringförmige Gasduschen eingesetzt, die vorteilhaft(erweise) in die Gefässwand integriert sind.
Zur Plasmaaktivierung wird mindestens eine vorzugsweise anisotherme, elektrische Gasentladung in der Prozesskammer betrieben. Hierzu ist die Erzeugung eines elektrischen Potentialgefälles (einer Spannung) nötig, mit Hilfe mindestens einer Plasmaquelle, mittels der die Energiezufuhr vorzugsweise durch Radiofrequenz-(RF)- oder Mikrowellen-(MW)- Einspeisung geschieht. Typischerweise wird die Spannung über der Strecke zwischen mindestens zwei Elektroden (Masseelektrode und Gegenelektrode) angelegt. Dabei können die Elektroden innerhalb und ausserhalb beziehungweise mindestens eine Elektrode ausserhalb und mindestens eine andere innerhalb der Prozesskammer angeordnet sein. Mindestens eine Elektrode kann ein Teil oder die gesamte Wand der Prozesskammer sein. Vorteilhafterweise (im Fall der Stents) ist dies die Masseelektrode.
So lassen sich in der Behandlungszone sowohl mehrere räumlich von einander getrennte Plasmazonen erzielen, als auch eine einzige zusammenhängende Plasmazone. Somit ist es möglich, entweder den Prozessgasstrom oder den Trägergasstrom, oder beide separat zu aktivieren. Auch kann das Gemisch aus keinem, einem oder beiden bereits plasmaaktivierten Gasströmen (Prozessgasstrom und Trägergasstrom) in mindestens einer Plasmazone aktiviert werden. Die mindestens eine Plasmazone kann die gesamte Behandlungszone ausfüllen oder nur eine Teilregion der Behandlungszone ausmachen. Typischerweise befindet sich das Substrat stromabwärts, bezogen auf die genannten Einlass-Orte von Prozessgasstrom und/oder Trägergasstrom. Dabei kann sich das Substrat innerhalb oder ausserhalb der mindestens einen Plasmazone befinden. Vorzugsweise wird das mindestens eine Substrat durch eine der vorgenannten Elektroden gestützt, beziehungsweise durch eine von ihr gestützte Halteeinrichtung. Es ist möglich, diese dynamisch vorzusehen, so dass das mindestens eine Substrat in der Behandlungszone frei bewegt werden und so zwischen direkter Plasmaaktivierung (Substrat innerhalb einer Plasmazone) oder remoter-Plasmaaktivierung (im Nachglühen, engl. Afterglow) während der Beschichtung wechseln kann. Vorzugsweise findet eine heterogene, chemische Reaktion der Beschichtungelemente auf der Oberfläche des Substrats statt. Zur Abscheidung der siliziumoxidischen (Si02) Schichten auf den Stents wird vorzugsweise ausschliesslich eine RF-Plasmaquelle verwendet (RF-Modus). Im RF-Modus liegt eine Haltevorrichtung (in Form einer Platte) mit einzelnen, elektrisch isolierenden Halterungselementen auf der innerhalb der Prozesskammer angeordneten Gegenelektrode auf.
Vorzugsweise wird ausserdem eine aktive Kühlung der Gegenelektrode verwendet (z.B. mittels eines integierten Wasser- Wärmetauschers), damit die Wärmebelastung weiter reduziert wird. Als vorteilhaft hat sich eine Kühltemperatur im Bereich von TE = 15 - 45°C, bevorzugt von 18°C - 25°C und weiter bevorzugt von ca. 20°C erwiesen.
Bei der Beschichtungsherstellung gelten neben der Temperatur der Gegenelektrode folgende Parameter als wichtige Grössen zur Erreichung einer homogenen und glatten Oberfläche: Wandtemperatur der Prozesskammer TPK (vorzugsweise 50°C), Druck p, eingespiesene Plasmaleistung PRF, Gaszusammensetzung während dem Reinigungs- und Beschichtungsprozess (Verhältnis der Gasvolumenströme [02]/[ Argon], [02]/[HMDSO]), Beschichtungszeit tß, sowie Positionierung der Proben im Reaktor.
Von Fall zu Fall kann dem Beschichtungsschritt eine Plasma-Feinreinigung vorgeschaltet sein, wobei die Konzentration des gasförmigen Sauerstoffes bevorzugt 100 sccm für 2 x 10 sec beträgt (sccm: Standardkubikzentimeter pro Minute). Die anderen Parameter entsprechen denen des Beschichtungsschrittes.
In einem bevorzugten Verfahren zur Herstellung der erfindungsgemässen Beschichtung werden 02 und Hexamethyldisiloxan (HMDSO bzw. C6H18OSi2) als Ausgangsstoffe für die Plasmapolymerisation eingesetzt, wobei der Sauerstoff als Anregungsgas und das Hexamethyldisiloxan als Schichtbildner (Präkursor) eingesetzt wird. Dabei ist ein Verhältnis von [02] zu [HMDSO] (silicoorganisches Monomer) von im Bereich von 10:1 bis 40:1 besonders vorteilhaft, insbesondere von im Bereich von 10:1 bis 20:1. Gemäss einer besonders vorteilhaften Ausführungsform des Verfahrens zur Herstellung der Beschichtung wird ein Verhältnis von [02] zu [HMDSO] von 14:1 bis 18:1, insbesondere bevorzugt von ca. 15:1 eingesetzt. Gemäss einem besonders bevorzugten Herstellungsverfahren wird HMDSO nicht vollständig oxidiert. Das heisst, dass mindestens ein Teil des Ausgangsmaterials im Endprodukt in Ketten- oder Netzform vorliegt. Vorzugsweise sind nur 80-95%, vorzugsweise ca. 90% des Ausgangsmaterials durchreagiert, bzw. nur 80-95%, vorzugsweise ca. 90% des Ausgangsmaterials liegen in Ketten- und/oder Netzform in der Schicht vor. Dies führt dazu, dass die resultierende Beschichtung für den Zweck der Implantierung optimale mechanische Eigenschaften aufweist und auf besonders vorteilhafte Weise mit der Oberfläche des Implantats zusammenwirkt.
In einer besonders bevorzugten Ausführungsform wird eine Flussrate von 02 von 60 sccm eingesetzt, bei einer Flussrate von HMD SO von ca. 4 sccm, einer bevorzugten Plasmaleistung von 200 W, einer bevorzugten Beschichtungszeit von 2 x 6 sec und einem bevorzugten Reaktordruck von 0.14 mbar.
Ein grosser Vorteil der erfindungsgemässen medizinischen Implantate ist darin zu sehen, dass die Beschichtung extrem dünn aufgebracht werden kann, nämlich vorzugsweise im Nano-Bereich, also im Bereich einiger Atomschichten. Dies gestattet es, bei der Herstellung des medizinischen Implantats im Wesentlichen die Endabmessungen einstellen zu können, ohne auf möglicherweise nicht exakt vorhersehbare Dimensionierungsänderungen durch die Beschichtung Rücksicht nehmen zu müssen. Zudem ist eine solche dünne Beschichtung weniger bruchanfällig.
Die Erfindung ist weiterhin auf ein medizinisches Implantat gerichtet, das einen, insbesondere nach den oben beschriebenen Parametern hergestellten, eine Grundstruktur bildenden Träger und eine auf zumindest Teile des Trägers aufgebrachte Beschichtung, die Siliziumdioxid enthält oder daraus besteht, aufweist. Insbesondere ist die Beschichtung eine erfindungsgemässe Beschichtung des ersten Aspekts der Erfindung. Vorzugsweise ist das medizinische Implantat ein Gefässstent. Der Gefässstent kann für ein Blutgefäss, einen Gallengang, die Speiseröhre oder die Luftröhre bestimmt sein, wobei er bei verschiedenen Tierarten, wie Menschen, Haustieren, und Nutztieren verwendet werden kann.
Der Träger ist vorzugsweise aus einem schwer abbaubaren Material aufgebaut, wobei unter "schwer abbaubar' eine Eigenschaft zu verstehen ist, bei der das Material nach Implantation in einen Körper für zumindest ein Jahr keine sichtbaren Abbauerscheinungen zeigt. Der Träger ist vorzugsweise aus für medizinische Implantate üblichen Materialien, insbesondere Karbon, PTFE, Dacron, Metalllegierungen, oder PHA aufweisend, aufgebaut, wobei insbesondere Eisen- bzw. Stahllegierungen bevorzugte Materialien sind.
Ein weiteres bevorzugtes Material für den Träger ist ein Formgedächtnismetall, insbesondere Nickel-Titanlegierungen, die aufgrund ihrer Fähigkeiten zur eigenständigen Formveränderung bei Stents Einsatz finden. Es kann aber auch eine Aluminiumlegierung, Magnesiumlegierung oder Eisenlegierung eingesetzt werden.
Ferner ist die Erfindung in einem weiteren Aspekt ebenfalls auf ein Verfahren zur Herstellung eines beschichteten medizinischen Implantats, insbesondere eines erfindungsgemässen medizinischen Implantats, gerichtet, welches mindestens die folgenden Schritte aufweist:
Bereitstellen eines eine Grundstruktur bildenden Trägers;
Elektropolierung des Trägers;
Aufbringen einer Siliziumdioxid-enthaltenden Beschichtung mittels eines Plasmabeschichtungsverfahrens .
Der Träger wird, wie oben erwähnt, vorzugsweise aus einem rohrförmigen Metallrohling aus Edelstahl hergestellt, indem der Rohling in einem Laserschneid-Prozess geschnitten wird. Dabei wird mit dem Laser eine Stentstruktur geschnitten. Die Konstruktionszeichnung der Stents wird mittels einer Software in ein für den CNC- gesteuerten Laserschneider verständliches Format, die sogenannte Schnittzeichnung, konvertiert (CNC: computerised numerical control). Nach dem Einlegen des Rohres erfolgt die weitere Zuführung vorzugsweise vollautomatisch. Der erste Stent einer Fertigungscharge wird unmittelbar nach dem Schneiden auf seine gleichmässige Struktur und Schnittfehler kontrolliert. Die optische Kontrolle erfolgt unter einem Mikroskop. Unter Schnittfehler sind Konturen entgegen der Schnittzeichnung zu verstehen. Weiterhin erfolgt mittels Profilprojektor oder Messmikroskop eine genaue Vermessung des Stents. Entsprechen alle Parameter den Spezifikationen, dann wird mit der Rohrbearbeitung fortgefahren.
Der Laserschneidprozess weist vorzugsweise einen oder weitere der folgenden Parameter auf:
- Dauerstrich-Pulsaussendung;
- Durchschnittsleistung im Bereich von 5-9 W, bei einer maximalen Leistung im Bereich von 80-100 W;
- Frequenz im Bereich von 5000-8000 Umdrehungen/sec;
- Verschlusszeit im Bereich von 10-12 μβ;
- Energie im Bereich von 0.8-1.2 mJ;
- Schnittgeschwindigkeit im Bereich von 2-4 mm/sec;
- Positionierungszeit im Bereich von 5-10 mm/sec. Ein besonders bevorzugter Laserschneidprozesses ist durch einen oder weitere der folgenden Parameter gekennzeichnet:
- Dauerstrich-Pulsaussendung;
- Durchschnittsleistung von 7.21 W, bei einer maximalen Leistung von 91.2 W; - Frequenz von 7000 Umdrehungen/sec;
- Verschlusszeit von 11.3 μ8;
- Energie von 1.03 mJ;
- Schnittgeschwindigkeit von 2.76 mm/sec;
- Positionierungszeit von 7.5 mm/sec.
Nach dem Laserschneiden der Stents werden diese vorzugsweise einem anschliessenden Beizprozess unterworfen. Eine bevorzugte Beizlösung besteht aus deionisiertem Wasser, Salpetersäure (HN03) und Flusssäure (HF). Eine besonders bevorzugte Zusammensetzung enthält 75-80%, vorzugsweise 77.5% deionisiertes Wasser, 18-19%, vorzugsweise 18.3% Salpetersäure, und 4-4.5%, vorzugsweise 4.2% Flusssäure, temperiert auf 60-70°C, vorzugsweise 65.5°C.
Nach dem Laserschneiden und dem allfälligen Beizprozess werden die Stents elektropoliert.
Typischerweise wird ein zu elektropolierender Gegenstand in einen Elektrolyt eingetaucht, welches eine wässrige Säurelösung enthält. Der Gegenstand wird zu einer positiven Elektrode (Anode) gemacht, während eine negative Elektrode (Kathode) in der Nähe der Anode platziert wird. Die Anode und Kathode werden dann an eine Quelle einer elektrischen Potentialdifferenz angeschlossen, wobei der Elektrolyt den Kreis zwischen Anode und Kathode schliesst. Nach Durchlauf des Stroms durch den Elektrolyt schmilzt Metall von der Anodenoberfläche ab, d.h. von der Oberfläche des zu polierenden medizinischen Implantats, z.B. der rohrförmigen Stützprothese. Dabei werden vorstehende Anteile generell schneller geschmolzen als Einbuchtungen, sodass es zu einer Glättung der Oberfläche kommt. Die Geschwindigkeit des Abtragens von Material beim Elektropolieren ist primär eine Funktion des Elektrolyts und der Stromdichte in der Elektrolyt-Flüssigkeit. Im Herstellungsprozess von rohrförmigen Stützprothesen versucht man, die Effizienz zu maximieren. Dies wird nach der maschinellen Herstellung aus dem Metallrohr beim Elektropolieren durch die Erhöhung der Geschwindigkeit erreicht, beispielsweise durch die Erhöhung der Säurekonzentration im Elektrolytbad, und/oder durch Erhöhung der Stromdichte. Während solche Massnahmen die Oberflächenrauheit oft zufriedenstellend zu reduzieren vermögen, sodass die oben genannten Nachteile betreffend Gerinnung vermieden werden können oder zumindest in vivo vermeidbar sind, haben die Erfinder festgestellt, dass eine Beschleunigung des Elektropolier-Prozesses auch zu sehr scharfen Kanten der aus dem Metallrohr geschnittenen Abschnitte führen kann. Die schnelle Abtragung von Material von den inneren, den äusseren und inneren überschneidenden (transversalen) Flächen kann dazu führen, dass die verbleibenden Anteile an den Kanten zusammenfallen, was an den Stellen, wo sich die abgetragenen Flächen schneiden, zu scharfen metallischen Rändern führt. Solche scharfen Schnittpunkte können den Implantationsprozess, in dem der Stent mittels eines Ballonkatheters aufgespannt wird, beeinträchtigen. Beispielsweise kann der Ballon durch die scharfen Kanten beschädigt werden, was zu einem Druckverlust innerhalb des Ballonkatheters führt. Dadurch kann die vollständige Expansion des Stents verhindert werden, welche notwendig ist, damit der Stent optimal am Gefäss anliegt. In solchen Situationen muss der Ballonkatheter entfernt werden und der Stent könnte im Körper verloren gehen und so zu lebensbedrohlichen Komplikationen führen. Selbst im Fall, wo der Ballon selber nicht beschädigt wird, und der Stent auf korrekte Art an der richtigen Position immobilisiert wird, kann ein scharfkantiger Stent dennoch für wesentliche Komplikationen sorgen. Die scharfen Kanten des Stents können nämlich an die Gefässinnenwand gedrückt werden und allmählich zu Irritierungen führen. Entzündungsprozesse an der Stelle der Stent-Expansion können so ausgelöst werden, und in schwerwiegenden Fällen kann eine Vernarbung zu Gefässverengung oder Stenose führen.
Mit anderen Worten führen typische Herstellungsverfahren von rohrförmigen Stützprothesen mittels herkömmlicher maschineller Bearbeitung von metallischen rohrförmigen Rohlingen, gefolgt von Elektropolieren zu verbesserter Prothesen-Glattheit auf Kosten von scharfen Kanten oder, im Gegensatz dazu, abgerundete (vormalig scharfe) Kanten auf Kosten von grösserer Oberflächenrauheit. Die Erfinder haben festgestellt, dass schnelleres oder aggressiveres Elektropolieren eher zu glatten Oberflächen aber scharfen Kanten führt, während ein langsameres oder milderes Elektropolieren eher zur Abrundung der Schnittkanten aber zu raueren dazwischen liegenden Prothesenoberflächen führt, wobei dies beispielsweise durch ein Verfahren mit den Parametern wie unten beschrieben erreicht wird.
Diese Korrelationen scheinen sich gegenseitig auszuschliessen und man geht davon aus, dass eine rohrförmige Stützprothese notwendigerweise mindestens einen Nachteil aufweist. Die Erfinder haben nun aber überraschenderweise festgestellt, dass bekannte Verfahren zum Elektropolieren so ausgeführt werden können, dass ein Vorteil erreicht werden kann, ohne unbedingt auf Kosten eines anderen Vorteils zu gehen. Somit können Implantate hergestellt werden, welche die unerwünschte Bildung von Thrombosen vermeiden und gleichzeitig eine sichere Entfaltung durch unverletzte Ballone sicherstellt, wodurch Irritationen des umgebenden Gewebes vermieden werden können. Dass beide Ziele gleichzeitig erreicht werden können, wurde bisher im Stand der Technik nicht erreicht. Mit anderen Worten können bekannte Elektropolierverfahren genügend schnell und aggressiv durchgeführt werden, um glatte Oberflächen zu erreichen, aber nicht so schnell und aggressiv, dass allzu scharfe Kanten zurückbleiben. Der Fachmann kann somit die Parameter des Elektropolierens optimal anpassen.
Im erfindungsgemässen Elektropolierverfahren werden die Stents an einem Gestell aus Edelmetalldrähten aufgehängt, das wiederum an eine Polieranlage angeschlossen ist. Das Gestell kann beispielsweise auf vier Drähten mit jeweils bis 20 Stents bestückt werden. Im Anschluss wird das bestückte Gestell in das Elektropolierbad eingefahren. Im Elektropolierbad werden der Stromfluss, die Temperatur und die Polierzeit sowie die Ladungsmenge geregelt. Ein Planetengetriebe am Poliergestell gewährleistet eine gleichmäßige Bewegung der Drähte mit den Stents. Bei der Polierflüssigkeit handelt es sich um eine spezielle Mischung aus verschiedenen Säuren. Die Qualität der Polierflüssigkeit wird mit einem Aerometer überwacht. Mit Hilfe einer Feinwaage wird jeder einzelne Stent gewogen, und eventuell nachpoliert, um das Sollgewicht auf +/- 0,2 mg zu gewährleisten.
Das Elektropolieren des Trägers findet in einem Elektrolytbad statt. Dieses enthält vorteilhafterweise mindestens Phosphorsäure, Schwefelsäure und destilliertes Wasser. Das Elektropolieren wird bei einer Temperatur von 70-74 Grad Celsius durchgeführt, vorzugsweise bei einer Temperatur von 70.3-73.5 Grad Celsius.
Dabei ist es von Vorteil, wenn die Rotationsgeschwindigkeit auf 2-6 mm/sec, vorzugsweise ca. 4 mm/sec eingestellt wird.
Die maximale angelegte Spannung liegt im Bereich von 3-4 V, und beträgt ca. 3.5 V, vorzugsweise maximal 3.11 V. Dabei fliesst vorzugsweise ein Strom von maximal im Bereich von 3-7 A, vorzugsweise von maximal 5 A. Gemäss einer besonders bevorzugten Ausführungsform wird der Träger 300-500 sec, vorzugsweise 440-470 sec, insbesondere bevorzugt 455 sec. elektropoliert.
Die maximale mittlere Defektgrösse an der Trägeroberfiäche (d.h. im vorliegenden Fall nach dem Elektropolieren) beträgt vorteilhafterweise 0.5-2 μιη, vorzugsweise von ca. 1 μπι, d.h. der Träger sollte keine Beschädigung mit einem Durchmesser grösser als 0.5-2 μπι, vorzugsweise keine Beschädigung mit einem Durchmesser grösser als ca. 1 μηι aufweisen.
Der noch unbeschichtete Träger (d.h. im vorliegenden Fall nach dem Elektropolieren) weist vorteilhafterweise eine mittlere Oberflächenrauheit Ra von maximal ca. 30 nm, vorzugsweise von maximal 20 nm auf. Die mittlere Rauheit Ra gibt den mittleren Abstand eines Messpunktes auf der Oberfläche zu einer Mittellinie an. Die Mittellinie schneidet innerhalb der Bezugsstrecke das wirkliche Profil so, dass die Summe der Profilabweichungen (bezogen auf die Mittellinie) minimal wird. Die mittlere Rauheit Ra entspricht also dem arithmetischen Mittel der Abweichung von einer Mittellinie. Die Rauheit auf der Fläche ist mit ISO 25178 genormt. Mittels optischer Messgeräte lässt sich die Rauheitskenngrösse flächig messen (z.B. mittels des optischen Mikroskops VHX- lOOOvon eyence, mit einer softwareunterstützten 3 D-Oberflächenanalytik und einer Auflösung von 54 MPixel in Kombination mit einer bis zu 2500-fach optischen Vergrösserungslinse von Zeiss. Die Software erlaubt einen virtuellen Schnitt durch die Oberfläche und ermittelt die mittlere Rautiefe für diesen Messbereich.).
Da Thrombocyten, d.h. Blutplättchen, in der Regel in ihrer Grösse zwischen 2-4 μηι variieren, kann durch die Einhaltung der maximalen Oberflächenrauheit sichergestellt werden, dass keine Thrombozyten sich am Implantat verfangen, was wiederum das Risiko ungewünschter Komplikationen aufgrund von Prothesen-induzierter Blutgerinnung herabsetzt.
Die Definition eines Bereichs der Oberflächenrauheit ist des Weiteren daher von Bedeutung, da die auf die Oberfläche aufgetragene Beschichtung dynamisch bzw. flexibel, d.h. nicht starr bleiben soll, aber gleichzeitig auch nicht von der Trägeroberfiäche abgleiten sollte. Die Qualität der zu beschichtenden Oberfläche spielt somit eine wesentliche Rolle bei der Schichtbildung.
Alles bezüglich der Beschichtung oder dem medizinischen Implantat Gesagte gilt sinngemäss auch für das erfindungsgemässe Verfahren und umgekehrt, so dass wechselweise Bezug genommen wird.
Um die bei bestimmten Ausfuhrungsformen gewünschten Poren zur Aufnahme von Funktionalisierungsmitteln zu erhalten, wird es weiterhin bevorzugt, dass das Verfahren den Schritt des Erzeugens von Poren in der Beschichtung mittels eines Neutronenbeschusses umfasst. Hierfür können Neutronenquellen wie beispielsweise Teilchenbeschleuniger verwendet werden. Eine weitere Variante zur Erzeugung von Funktionsporen besteht darin, die Poren mittels Laserlicht herzustellen.
Die vorliegende Erfindung stellt eine Beschichtung für medizinische Implantate, insbesondere Gefässstents, dar, die aufgrund ihrer inerten, glasartigen Oberfläche mit Siliziumdioxid einen Bewuchs mit Zellen des Körpers bzw. einer Anhaftung solcher Zellen, weitgehend verhindert, die aufgrund ihrer Härte einer Beschädigung beim Einbringen des Implantats in den Körper entgegenwirkt und damit die Handhabung vereinfacht, die aufgrund der Dünne der Beschichtung eine einfachere Gestaltung des Implantats gestattet, eine verminderte Reibung durch geringere Rauhigkeitswerte und damit eine kleinere Belastung für Blutkomponenten und niedriger Koagelbildung aufweist und bei der es auch nach längerer Verbleibdauer im Körper keinerlei Abbau der Beschichtung gibt.
Weitere Ausführungsbeispiele sind in den abhängigen Ansprüchen beschrieben.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung werden im Folgenden anhand der Zeichnungen beschrieben, die lediglich zur Erläuterung dienen und nicht einschränkend auszulegen sind. In den Zeichnungen zeigen:
Fig. 1 ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemässen elektropolierten Stents vor seiner Beschichtung;
Fig. 2 eine dreidimensionale mikroskopische Ansicht eines Ausschnitts der
Oberfläche eines Stents von Fig. 1 als Basis für die Messung der Oberflächenrauheit, dargestellt in einem ConScan white confocal microscope (CSM Instruments), bei weissem Licht von 2μιη Durchmesser; einer Scan-Grösse von 0.25 mm x 0.25 mm und einer Auflösung von 1000
Pixel/mm.
Fig. 3 eine drei-dimensionale mikroskopische Ansicht eines Ausschnittes eines erfindungsgemässen beschichteten Stents, dargestellt in einem Olympus SZX12 Lichtmikroskop, abgelichtet durch eine Olympus ColorView Illu
Kamera. eine drei-dimensionale mikroskopische Ansicht eines Ausschnittes des erfmdungsgemässen beschichteten Stents von Fig. 3, dargestellt in einem Zeiss Auriga Rasterelektronenmikroskop, in 400-facher Vergrösserung. eine drei-dimensionale mikroskopische Ansicht eines Ausschnittes eines erfindungsgemässen beschichteten Stents, dargestellt im Rasterelektronenmikroskop, in 103-facher Vergrösserung; Definition der analysierten Stentabschnitte nach der Dilatation;
eine drei-dimensionale mikroskopische Ansicht eines Ausschnittes eines erfindungsgemässen mit Si02 beschichteten Stents ohne Platinüberzug, dargestellt im Rasterelektronenmikroskop, in 50'000-facher Vergrösserung; eine schematische Darstellung des Reaktors zur Beschichtung; eine schematische Darstellung des Substrathalters im Reaktor.
BESCHREIBUNG BEVORZUGTER AUSFÜHRUNGSFORMEN
In Fig. 1 ist ein unbeschichteter Träger bzw. ein Gefassstent 6 zu sehen, wie er nach der Elektropolierung vorliegt. Das Gitter des dargestellten Stents 6 weist mehrere an unterschiedlichen Stellen miteinander verbundene Stützringe 8 auf, wobei die Stützringe 8 jeweils von einem mäanderförmig zu mehreren Krümmungsbögen gewundenen Filament gebildet sind. Dabei überlappen sich mindestens ein Krümmungsbögen eines ersten Stützrings und ein Krümmungsbögen eines benachbarten zweiten Stützrings seitlich, wobei die Verbindungsstelle im Überlappungsbereich gebildet ist.
An dem in Fig. 2 dargestellten Gefässstent 6 ist erkennbar, dass nach dem Elektropolieren die Oberfläche 10 sehr glatt erscheint. Die Kanten 11 des noch unbeschichteten Stents sind aber teilweise noch scharf.
Der in Fig. 4 dargestellte Ausschnitt des beschichteten Gefässstents von Fig. 3 zeigt eine zusammenhängende Beschichtung 12 mit nur kleinen Beschädigungen 13. Die Morphologie der Si02-Schicht 12 wird stark von der Rauheit der zugrundeliegenden Substratoberfläche 10 bestimmt. Ist diese rau, ergeben sich auch inhomogene Schichtstrukturen. Zur Beurteilung der Qualität der Beschichtungen und zur Unterscheidung feiner Unterschiede im Dilatationsverhalten kann beispielsweise die Elektrochemische Impendanzspektroskopie (EIS) verwendet werden.
Bei den dieser Erfindung zugrundeliegenden Stents wurde das Dilatationsverhalten geprüft, indem die Stents an einem Ballonkatheter unterschiedlich, d.h. um 0%, 25%, 50%, 75% und 100%, ausgedehnt wurden und im Rasterelektronenmikroskop (Zeiss, Gemini 1530FE) analysiert wurden. Die Deformation der erfindungsgemässen Stents geschieht aufgrund ihres speziellen Designs ausschliesslich an den Verbindungsstellen (T-Stücke) und den „Umlenkungen". Dementsprechend finden die Beschädigungen 13 der Beschichtung 12 auch primär an diesen stark beanspruchten Stellen statt (siehe Fig. 5). In Fig. 6 ist ein Ausschnitt einer Stentoberfläche 10 in der Nähe der Schnittfläche mit Sicht auf den Querschnitt der Schicht abgebildet. Die Schichtdicke beträgt hier ca. 600-800 nm. Solche grossen Schichtdicken haben sich zu hoch gezeigt um eine ausreichende Elastizität des Schicht-Stent- Verbunds zu gewährleisten. Dünnere Schichten von ca. 200 nm zeigten bei einer maximalen Ausdehnung der Stents deutlich bessere Deformations- und Adhäsionseigenschaften im Vergleich zu dickeren Schichten von ca. 300-400 nm.
Für die Beschichtung von Stents wurde eine Anlage zur plasma-induzierten chemischen Gasphasenabscheidung verwendet. Eine erfindungsgemässe Anlage zur plasmainduzierten chemischen Gasphasenabscheidung (PECVD-Reaktor) ist in Figur 7 dargestellt. Die evakuierbare Prozesskammer besteht im vorliegenden bevorzugten Ausführungsbeispiel aus im Wesentlichen zylindrischen Vakuumflanschteilen mit Doppelwandung aus chemiefestem und rostfreiem Stahl. Diese Wand wird durch eine Aussenwand la und eine Innenwand lb gebildet, zwischen denen sich ein ringförmiger Hohlraumspalt lc befindet. In diesen wird ein flüssiges Wärmemittel (deionisiertes Wasser) eingespeist, um so die, die Behandlungszone begrenzende, Innenwand lb zu temperieren (TReaktor = 50°C).
Der gesamte Hohlraumspalt ist mit nicht dargestellten Führungsmitteln für das Wärmemittel ausgestattet, um das Wärmemittel geeignet zu führen und so eine homogene Temperaturverteilung über der Innenwand lb zu erreichen. Dies gilt ebenso für den temperierbaren, doppelwandigen Verschlussdeckel ld, der Zugang zum Einsatz und zur Entnahme der Stents gewährt.
In den oberen Bereich des Hohlraumspalts lc ist die Ringdusche 2 für den Trägergasstrom mit dem Präkursor HMDSO eingelassen. In diese wird mittels vakuumfester, temperierbarer Zuleitung (Zuleitungstemperatur TL = 45°C) vom Präkursorreservoir (Reservoirtemperatur TH = 36.4 °C) der dampfförmige Präkursor über den Anschlussstutzen 2a in das Ringduschenvolumen 2b eingeleitet. Durch geeignete Wahl der Durchmesser (z.B. 0.2 mm) der Löcher 2c in der Innenwand lb kann sich der Präkursordampf homogen im Duschenhohlkörper verteilen, bevor er durch die Löcher hindurch in die auf p=14 Pa evakuierte Behandlungszone gelangt. Der Präkursorstrom beträgt während der Beschichtung 4 sccm.
Die Löcher 2c sind im vorliegenden Ausführungsbeispiel um etwa 40 mm tiefer angeordnet als der Einlassstutzen 3 für den Prozessgasstrom. Der Prozessgasstrom besteht in diesem Beispiel während der Beschichtung aus 60 sccm 02 und während der Reinigung aus 100 sccm 02.
Zum Zwecke der Beschichtung werden bis zu 18 Stents 6 auf den elektrisch isolierenden Halterungselementen 5b auf der Haltevorrichtung, der Stenthalteplatte 5a positioniert. Die chemiefeste und rostfreie Stahlplatte liegt auf der zylinderförmigen Gegenelektrode, welche einen Durchmesser von 145 mm aufweist. Diese Elektrode 4 ist elektrisch isolierend und vakuumdicht mit dem Abschirmschild 4c verbunden und wird von diesem in der Prozesskammer in Position gehalten, d.h. im vorliegenden Fall ca. 150 mm unterhalb der Löcher 2c. Über die Zu- und Abläufe 4b wird Kühlmittel (z.B. deionisiertes Wasser) bei 20°C in die Elektrode eingeleitet und über einen handelsüblichen koaxialen Hochleistungs-RF-Anschluss 4a (z.B. Huber+Suhner, 7/16) wird die Elektrode 4 mit der RF-Hochspannung (f = 13.56 MHz) versorgt.
Evakuiert wird die Prozesskammer mittels Anschluss einer geeigneten, typischerweise mehrstufigen Vakuumpumpe an den Ansaugstutzen 7. Die hier verwendete Anlage besteht im Kern aus einer zylinderförmigen Vakuumkammer, dem Reaktor mit einem Volumen von ca. 8.3 1, wobei der Anteil der sogenannten „Stentkammer" nur ca. 3 1 ausmacht). Das u.a. für die Reaktion benötigte Trägergas (02) des Schichtbildners (HMDSO) wird am Kopf (dem oberen Ende) der Anlage eingespeist und strömt bei dem gewählten Reaktordruck von 0.14 mbar laminar auf die im unteren Teil der Stentkammer gelagerte Gegenelektrode mit der Stents-Halteplatte (siehe Fig 8) zu. Die Gegenelektrode mit der Stents-Halteplatte ist mit einer elektrischen Versorgung zum Betrieb einer Radiofrequenz-(RF)-Entladung versehen.
Daher ergibt sich im RF-Modus eine direkte Einwirkung der Endladung auf den Abscheidungsprozess, wobei vor allem der sogenannte Self-Bias des Substrathalters 9 eine übergeordnete Bedeutung besitzt. Dieses sich ausbildende Gleichspannungsgefälle vom Plasma hin zum Substrathalter 9 hat das Auftreffen von hochenergetischen Ionen aus der Gasphase auf der aufwachsenden Schicht zur Folge, wodurch vor allem ihre Oberflächenstruktur stark beeinflusst werden kann. Die abgebildeten zu beschichtenden Träger wurden vor dem Beschichtungsschritt vorgereinigt, wobei die Vorreinigung vorteilhaft, aber nicht zwingend ist. Der Gesamtvolumenstrom bei der Reinigung wurde bei 100 sccm festgelegt. In den vorliegenden Fällen wurden für die Reinigung ein Gasvolumenstrom (Flussrate) von 100 sccm für Sauerstoff verwendet (Norm- Volumenstrom in Norm-Kubikzentimeter pro Minute (sccm)), bei einer Plasmaleistung von 200 W und einer Reinigungszeit von 2 x 10 sec. Es könnten zur Reinigung auch andere Gase, wie zum Beispiel Argon (Ar), Ammoniakgas (NH3), Wasserstoff (H2) oder Ethin (C2H2) in Betracht gezogen werden. Zur Halterung der Stents kann eine rostfreie, nichtmagnetische Stenthalteplatte 5a (z.B. eine Stahlplatte verwendet werden, die mit Halterungselementen 5b (z.B. Stiften) versehen ist (siehe Fig. 8). Im vorliegenden Fall weist die Stahlplatte 5a einen Durchmesser von 140mm auf, wobei zwecks gleichzeitiger Beschichtung mehrerer Stents 6 zwölf 5 mm hohe Stifte 5b 11 (vorzugsweise Metallstifte) von 1.5 mm Durchmesser auf der Stahlplatte 5 a montiert sind.
Das verwendete HMDSO (Sigma-Aldrich, CAS N° 107-46-0) hat einen Siedepunkt von 101 °C, einen Schmelzpunkt von -59°C bei einer Dichte von 0.764 g/ml bei 20°C. Der eingesetzte gasförmige Sauerstoff (PanGas AG, 02 5.0) weist einen Reinheitsgrad von 99.99999% auf. Als Wärmeträgemittel (Wärmetauscherflüssigkeit) wurde deionisiertes
Wasser verwendet.
BEZUGSZEICHENLISTE la Aussenwand in 14
lb Innenwand in 14 5a Stenthalteplatte lc Hohlraumspalt in 14 5b Halterungselement ld Verschlussdeckel in 14 6 Stent, Träger
2 Ringdusche 7 Ansaugstutzen
2a Anschlussstutzen von 2 8 Stützring von 6
2b Ringduschenvolumen von 2
2c Loch in 1 oder 2 9 Verbindungsstelle von 6
3 Einlassstutzen 10 Oberfläche von 6
4 Elektrode 11 scharfe Kanten von 6
4a koaxialer Hochleistungs-RF- 12 SiOx-Beschichtung von 6
Anschluss 13 Beschädigung in 12
4b Zu-/Ablauf 14 Reaktor für Beschichtung
4c Abschirmschild

Claims

PATENTANSPRÜCHE
1. Beschichtung (12) für ein medizinisches Implantat, insbesondere für einen Gefässstent (6), die Siliziumdioxid enthält, dadurch gekennzeichnet, dass die Dicke der Beschichtung (12) 40 bis 150 nm beträgt.
2. Beschichtung (12) gemäss Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Dicke der Beschichtung (12) 60-120 nm, vorzugsweise 80-100 nm, insbesondere bevorzugt im Bereich von 80 nm beträgt.
3. Beschichtung gemäss einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Beschichtung (12) eine maximale mittlere Defektgrösse von 0.5-2 μηι, vorzugsweise im Bereich von 1 μιη aufweist.
4. Verfahren zur Herstellung einer Beschichtung (12) gemäss einem der Ansprüche 1- 3, dadurch gekennzeichnet, dass 02 und Hexamethyldisiloxan (HMDSO) als Ausgangsstoffe für eine Plasmapolymerisation zur Herstellung der Beschichtung (12) eingesetzt werden.
5. Verfahren gemäss Ansprach 4, dadurch gekennzeichnet, dass ein Verhältnis von
[02] zu [HMDSO] von im Bereich von 10:1 bis 40:1, vorzugsweise im Bereich von 10:1 bis 20:1, insbesondere im Bereich von 14:1 bis 18:1, insbesondere bevorzugt von im Bereich von 15:1 eingesetzt wird.
6. Verfahren gemäss Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass das HMDSO unvollständig oxidiert wird, wobei vorzugsweise das HMDSO zu 80-95% oxidiert wird.
7. Verfahren gemäss Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass eine Flussrate von 02 von 120-170 sccm eingesetzt wird, bei einer Flussrate von HMDSO von 5-15 sccm, vorzugsweise bei einer Plasmaleistung von 100-300 W, einer bevorzugten Beschichtungszeit von 2 x 4-8 sec und einem bevorzugten Reaktordruck von 0.1-
0.4 mbar.
8. Verfahren gemäss Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass eine Flussrate von 02 von im Bereich von 150 sccm eingesetzt wird, bei einer Flussrate von HMDSO von im Bereich von 10 sccm, bei einer Plasmaleistung von im Bereich von 200 W, einer Beschichtungszeit von im Bereich von 2 x 6 sec und einem Reaktordruck von im Bereich von 0.2 mbar.
9. Medizinisches Implantat, insbesondere ein Gefassstent, aufweisend einen eine Grundstruktur bildenden Träger (6) und eine auf zumindest Teile des Trägers (6) aufgebrachte Beschichtung (12) nach einem der Ansprüche 1-3 und/oder hergestellt nach einem Verfahren gemäss einem der Ansprüche 4-8.
10. Medizinisches Implantat gemäss Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass der Träger (6) aus einem schwer abbaubaren Material, insbesondere Karbon, PTFE, Dacron, Metalllegierungen, oder PHA aufweisend oder daraus bestehend, aufgebaut ist.
11. Medizinisches Implantat gemäss Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Träger (6) aus mindestens einer Eisenlegierung, insbesondere aus Edelstahl besteht.
12. Medizinisches Implantat gemäss Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass der Träger (6) aus einem Formgedächtnismetall, insbesondere aus mindestens einer Nickel-Titanlegierung, besteht.
13. Medizinisches Implantat nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Träger (6) an seiner Oberfläche (10) eine maximale mittlere Defektgrösse von 0.5-2 μιη, vorzugsweise von im Bereich von 1 μηι aufweist.
14. Medizinisches Implantat nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Träger (6) eine mittlere Oberflächenrauheit Ra von maximal im Bereich von 30 nm, vorzugsweise von maximal im Bereich von 20 nm aufweist.
15. Verfahren zur Herstellung eines beschichteten medizinischen Implantats, insbesondere eines medizinischen Implantats nach einem der Ansprüche 8 bis 14, die Schritte aufweisend:
Bereitstellen eines eine Grundstruktur bildenden Trägers (6);
Elektropolierung des Trägers (6);
Aufbringen einer Siliziumdioxid-enthaltenden Beschichtung (12), insbesondere einer Beschichtung (12) nach einem der Ansprüche 1-5 mittels eines Plasmabeschichtungsverfahrens.
16. Verfahren gemäss Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass
- als Träger (6) ein rohrförmiger Metallrohling aus Edelstahl bereitgestellt wird, welcher in einem Laserschneid-Prozess geschnitten und anschliessend vorzugsweise mit einer Lösung aus deionisiertem Wasser, Salpetersäure, und Flusssäure gebeizt wird, und dass
- das Elektropolieren des Trägers (6) in einem Elektrolytbad stattfindet, bei einer Temperatur von 70-74 Grad Celsius, einer Rotationsgeschwindigkeit von 2-6 mm/sec, einer maximalen Spannung von 3-4 V, vorzugsweise von im Bereich von 3.5 V, bei einem Strom von maximal 3-7 A, vorzugsweise von im Bereich von 5 A, wobei die Dauer des Elektropolierens 300-500 sec beträgt.
17. Verfahren gemäss Anspruch 16, gekennzeichnet durch einen oder mehrere der folgenden Parameter:
- dass das Elektrolytbad Phosphorsäure, Schwefelsäure und destilliertes Wasser enthält;
- dass das Elektropolieren bei einer Temperatur von 70.3-73.5 Grad Celsius durchgeführt wird;
- dass die Rotationsgeschwindigkeit im Bereich von 4mm/sec beträgt;
- dass eine maximale Spannung von im Bereich von 3.11 V angelegt wird;
- dass die Dauer des Elektropolierens 440-470 sec, vorzugsweise im Bereich von 455 sec. beträgt.
18. Verfahren gemäss Anspruch 16 oder 17, dadurch gekennzeichnet, dass der Laserschneidprozess einen oder mehrere der folgenden Parameter aufweist:
- Dauerstrich-Pulsaussendung;
- Durchschnittsleistung von 5-9 W, bei einer maximalen Leistung von 80-100 W;
- Frequenz von 5000-8000 Umdrehungen/sec;
- Verschlusszeit von 10-12 μβ;
- Energie von 0.8-1.2 mJ;
- Schnittgeschwindigkeit von 2-4 mm/sec;
- Positionierungszeit von 5-10 mm sec.
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