DE69934499T2

DE69934499T2 - Implantierbarer stent sowie verfahren zu seiner herstellung

Info

Publication number: DE69934499T2
Application number: DE69934499T
Authority: DE
Inventors: Hua Portland XIE
Original assignee: Providence Health System Oregon
Current assignee: Providence Health System Oregon
Priority date: 1998-08-21
Filing date: 1999-08-18
Publication date: 2007-05-03
Anticipated expiration: 2019-08-19
Also published as: WO2000010488A1; DE69934499D1; IL141462A; IL141462A0; JP2002523136A; CA2340251A1; EP1113765A4; EP1113765A1; CA2340251C; US6585773B1; AU746482B2; EP1113765B1; AU5493399A; ATE348644T1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Stent-Technologie. Fortschritte des Lasergewebeschweißens bei der Heilung des Harntrakts sind in der Lage, eine schnelle wasserdichte Abdichtung zur Verfügung zu stellen und eine mögliche Lithogenese zu vermeiden, die durch herkömmliche Nähte und Heftklammem verursacht wird. Jedoch haben einige Probleme, wie eine unzuverlässige Verbindungsstärke, thermische Beschädigung des geschweißten Gewebes und ein Fehlen von einem Standardbezugsendpunkt während der Schweißverfahren, den klinischen Gebrauch dieser Technologie beschränkt.
In der US 5 549 122 wird ein Verfahren und eine Vorrichtung für das Formen polymerischer Strukturen in vivo offenbart. Die Strukturen umfassen Polymere, die auf ihre Schmelztemperatur durch Absorption der sichtbaren oder nahezu sichtbaren Wellenlängen des Lichtes geheizt werden können. Durch Bereitstellen einer Lichtquelle, die Strahlung der Wellenlänge produziert, die durch das polymerische Material absorbiert wird, kann das Material in vivo, und ohne eine entsprechende Erhitzung der angrenzenden Gewebe oder der Flüssigkeiten auf nicht annehmbare Niveaus, selektiv geheizt und geformt werden. Die Vorrichtung umfasst einen Katheter, der ein formendes Element hat, das nahe seinem distalen Ende in Position gebracht wird. Ein Emitter, der mit Licht von zumindest einer optischen Faser versehen wird, wird innerhalb des formenden Elements in Position gebracht. Der Emitter dient dazu, einem schmelzbaren polymerischen Artikel, der sich auf dem formenden Element befindet, ein im wesentlichen konstantes Licht zur Verfügung zu stellen, wodurch es ermöglicht wird, dass der Artikel an einem gewünschten Behandlungsort in einem Körperlumen erhitzt und geformt wird.
In der US 5 141 516 umfasst ein löslicher Anastomosestent ein erstes Element für das Empfangen eines ersten Gefäßstumpfs, ein zweites Element für das Empfangen von einem zweiten Gefäßstumpf, und Verbindungsmittel für das Verbinden des ersten und des zweiten Elements, wobei die Verbindungsmittel und die Elemente aus einem biokompatiblen, ungiftigen Material gebildet sind, das im wesentlichen vollständig von Körperflüssigkeiten von Säugetieren aufgelöst wird. Zusätzlich werden Verfahren für das Herstellen des löslichen Anastomosestents und Verfahren für die chirurgische Anastomose von Säugetieren unter Verwendung des löslichen Anastomosestents offenbart.
In der US 5 306 286 wird ein absorbierbarer Stent für die Positionierung an dem Ort einer stenotischen Verletzung, der für eine sichere und wirkungsvolle Einführung z.B. zu dem Ort einer koronalen Blockierung flexibel und anpassungsfähig ist, so dass damit arterielle Risse oder eine Aneurismabildung unter dem ununterbrochenen Druck eines schlagenden Herzens vermieden werden, offenbart. Der Stent ist von einer verringerten Durchmesserkonfiguration aus, die die Einführung zu dem Ort eines arteriellen Hindernisses, auf den gezielt wird, erleichtert, zu einer erweiterten Konfiguration ausziehbar, wenn er innerhalb des Zielbereichs positioniert worden ist. Der Stent kann auf jedem verwendbaren expandierbaren Katheter, wie einem mechanisch expandierbaren Katheter oder einem Katheter, der einen aufblasbaren Ballon besitzt, zu dem zu behandelnden Ort gebracht und auf seinen stützenden Durchmesser erweitert werden. Der Stent wird so gebildet, dass er eine Wand mit Poren und/oder Öffnungen hat, um das Einwachsen von Gewebe und die Verkapselung von dem Stent zu erleichtern. Der Stent wird nachher biologisch absorbiert, um die Wahrscheinlichkeit von Embolien des aufgelösten Materials herabzusetzen.
In der US 5 192 289 wird ein Stent oder eine Stütze für den Gebrauch bei der Verbindung oder Anastomose von getrennten Gefäßen zur Unterstützung und zum Versiegeln des anastomosischen Bereichs offenbart. Das Stent schließt im wesentlichen zylinderförmige Abschnitte ein, die durch eine sich verjüngende Übergangsregion voneinander getrennt sind. Die zylinderförmigen Abschnitte sind mit Flanschen versehen, die sich verjungende Dichtflächen definieren. Die Maße der zwei Abschnitte werden so gewählt, dass sie dem Durchmesser der Teile des zu stützenden Gefäßes entsprechen. Das Stent wird vorzugsweise aus Polyglycolsäure gebildet, und die Maße von dem Stent werden so gewählt, dass optimale Unterstützungs- und Dichtungseigenschaften mit einem Minimum an Beschädigung der Epithelhülle des Vas deferens zur Verfügung gestellt werden. In zwei bevorzugten Anwendungen wird der Stent bei der Anastomose der getrennten Enden eines Vas deferens und eines Eileiters verwendet. Ein Messgerät wird benutzt, um die getrennten Enden zu messen und auf diese Weise die passenden Maße von dem Stent festzustellen.
In der US 5 425 739 wird ein Stent oder eine Stütze für den Gebrauch bei der Verbindung oder Anastomose von getrennten Gefäßen zur Unterstützung und zum Versiegeln des anastomosischen Bereichs offenbart. Das Stent schließt im wesentlichen zylinderförmige Abschnitte ein, die durch eine sich verjungende Übergangsregion voneinander getrennt sind. Die zylinderförmigen Abschnitte sind mit Flanschen versehen, die sich verjungende Dichtflächen definieren. Die Maße der zwei Abschnitte werden so gewählt, dass sie dem Durchmesser der Teile des zu stützenden Gefäßes entsprechen. Das Stent wird vorzugsweise aus Polyglycolsäure gebildet, und die Maße von dem Stent werden so gewählt, dass optimale Unterstützungs- und Dichtungseigenschaften mit einem Minimum an Beschädigung der Epithelhülle des Vas deferens zur Verfügung gestellt werden. In drei bevorzugten Anwendungen wird der Stent bei der Anastomose der getrennten Enden eines Vas deferens, eines Eileiters und eines Blutgefäßes verwendet. Ein Messgerät wird benutzt, um die getrennten Enden zu messen und auf diese Weise die passenden Maße von dem Stent festzustellen. Eine Technik zur Ausbildung poröser Stents und anderer Strukturen wird ebenso offenbart.
In der US 5 662 712 wird ein Verfahren und eine Vorrichtung für das Formen von polymerischen Strukturen in vivo offenbart. Die Strukturen umfassen Polymere, die auf ihre Schmelztemperatur durch Absorption der sichtbaren oder nahezu sichtbaren Wellenlängen des Lichtes geheizt werden können. Durch Bereitstellen einer Lichtquelle, die Strahlung der Wellenlänge produziert, die durch das polymerische Material absorbiert wird, kann das Material in vivo, und ohne eine entsprechende Heizung der angrenzenden Gewebe oder der Flüssigkeiten auf nicht annehmbare Niveaus, selektiv geheizt und geformt werden. Der Apparat umfasst einen Katheter, der ein formendes Element hat, das nahe seinem distalen Ende in Position gebracht wird. Ein Emitter, der mit Licht von zumindest einer optischen Faser versehen wird, wird innerhalb des formenden Elements in Position gebracht. Der Emitter dient dazu, einem schmelzbaren polymerischen Artikel, der sich auf dem formenden Element befindet, ein im wesentlichen konstantes Licht zur Verfügung zu stellen.
In der US 5 762 625 wird ein luminaler Stent, der in einem Gefäß, wie in einem Blutgefäß, eingesetzt und fixiert wird, um die Form des Gefäßes beizubehalten, und eine Vorrichtung für das Einsetzen und das Fixieren des luminalen Stents offenbart. Der luminale Stent wird aus einem Faden aus biologisch absorbierbaren Polymerfasern gebildet, wobei der Faden in einem nichtgewebten Vlieszustand in z.B. einem mäanderartigen Zustand um die periphere Oberfläche eines imaginären röhrenförmigen Elements herum gebildet. Das biologisch absorbierbare Polymer schließt polylaktische Säure, Polyglycolsäure, Polyglactin, Polydioxanon, Polyglyconat, Polyglycolsäure und ein polylaktisches Säure-Epsilon-Caprolacton-Copolymer ein.
Die Vorrichtung für das Einsetzen und das Fixieren des luminalen Stents besteht aus einem Katheter, der einen ballonbildenden Teil in der Nähe eines distalen Endes davon aufweist, und dem luminalen Stent, der auf dem ballonbildenden Teil angepasst ist und an dem ballonbildenden Teil durch ein biokompatibles Material , wie ein in vivo zerlegbares Polymer, wie polylaktische Säure, ein wasserlösliches Protein oder Fibrinleimungsmittel befestigt ist.
In der US 5 292 362 wird ein Aufbau für Verbinden getrennter Gewebe oder für das Beschichten von Geweben oder prothetische Materialien einschließlich mindestens eines natürlichen oder synthetischen Peptids und mindestens eines Hilfsmaterials, das durch Energie aktiviert werden kann, und Verfahren zum Herstellen desselben offenbart.
In der US 5 527 337 wird ein biologisch absorbierbarer Stent für die Platzierung an dem Ort eines stenotischen Teils eines Körperdurchganges, wie eines Blutgefäßes, zur Verfügung gestellt, der für eine sichere und wirkungsvolle Einführung zu dem Ort des stenotischen Teils, z.B. des Blutgefässes, flexibel und anpassungsfähig ist, und so dass die Nachteile der chronischen Einpflanzung, wie arterielle Risse oder Aneurismabildung vermieden werden, während er dem ununterbrochenen Druck eines schlagenden Herzens ausgesetzt ist. Der Stent ist aus einem biologisch absorbierbaren Material gebildet und ist porös oder hat Öffnungen, die dadurch gebildet werden, um das Gewebeeinwachsen und die Verkapselung von dem Stent zu erleichtern. Der Stent wird wie gewünscht innerhalb einer Periode von Tagen, Wochen oder Monaten nach der Verkapselung eingekapselt und biologisch abbaut oder biologisch absorbiert, um die Wahrscheinlichkeit von Embolien oder anderen Gefahren des aufgelösten Materials dadurch herabzusetzen und die Nachteile der chronischen Einpflanzung zu vermeiden.
In der US 5 209 776 wird ein Gewebeverbindungs- und versiegelungsaufbau und ein Verfahren zum Verwenden desselben zur Verfügung gestellt. Es ist ein Aufbau für das Verbinden getrennter Gewebe oder für das Beschichten von Gewebe oder prothetischen Materialien einschließlich mindestens eines natürlichen oder synthetischen Peptids und mindestens eines Hilfsmaterials offenbart, das durch Energie aktiviert werden kann.
In der US 5 510 077 wird ein intraluminaler Stent, der eine Fibrinbehandlung von Restenosen umfasst, durch einen zweistufigen Formungsprozess zur Verfügung gestellt.
In der US 5 776 184 ermöglicht es eine Vorrichtung für das Verabreichen einer therapeutischen Substanz in ein Körperlumen einschließlich eines Polymers in engem Kontakt mit einem Medikament auf einem Stent, dass das Medikament auf dem Stent während der Expansion des Stents gehalten wird, und sie steuert auch die Verabreichung des Medikaments nach der Einpflanzung. Die Adhäsion der Schicht und die Rate, mit der das Medikament verabreicht wird, kann durch die Wahl eines passenden biologisch absorbierbaren oder biologisch stabilen Polymers und das Verhältnis von Medikament zu Polymer gesteuert werden.
In der US 5 659 400 wird ein Verfahren für das Herstellen eines intravaskulären Stents durch Anwenden einer Lösung auf den Körper von einem Stent, die ein Lösungsmittel, ein Polymer, das in dem Lösungsmittel gelöst ist, und eine therapeutische Substanz, die in dem Lösungsmittel gelöst ist, einschließt, und das darauf folgende Verdunsten des Lösungsmittels offenbart. Die Einbeziehung eines Polymers in engem Kontakt mit einem Medikament auf dem Stent ermöglicht es, dass das Medikament auf dem Stent während der Expansion des Stents gehalten wird und steuert auch die Verabreichung der Medikamente nach der Einpflanzung. Die Adhäsion der Schicht und die Rate, mit der das Medikament verabreicht wird, kann durch die Wahl eines passenden biologisch absorbierbaren oder biologisch stabilen Polymers und das Verhältnis von Medikament zu Polymer gesteuert werden. Durch dieses Verfahren können Medikamente, wie Dexamethason, auf einem Stent aufgetragen werden, auf einem Stent während der Expansion des Stents gehalten werden und mit einer kontrollierten Rate eluieren.
Die WO 98/34563 offenbart ein Biomaterial für eine Gewebeheilung, das aus Tropoelastin hergestellt ist, und ein Verfahren zum Sichern des Tropoelastins auf einem Gewebesubstrat unter Verwendung von Farbstoff-Laser-Kombinationsverfahren. Das Tropoelastin-Biomaterial wird z.B. als ein Gewebeersatz verwendet, der einen biologischen Rahmen für das Wachstum lebender Zellen zur Verfügung stellt. Das Tropoelastin ist nach dem Einpflanzen nicht auflösbar.
Die WO 96/14807 offenbart ein ähnliches Elastin-Biomaterial und ein Verfahren des Sicherns desselben auf Gewebesubstraten.
Die US 5 100 429 offenbart einen Stent auf der Grundlage von Kollagen und ein Verfahren zu seinem Einführen. Der Stentkörper nimmt die Form eines aufgerollten flexiblen Blattes an, das als eine Flüssigkeit oder als ein formbarer Festkörper verabreicht wird. Eine Laserbehandlung verursacht, dass das Material auf Kollagenbasis kreuzverbunden und fester wird, und dass es an der Arterie haftet.
Die WO 98/34565 offenbart ein Verfahren zum Behandeln von Harntrakt- und anderen Körperstrukturen unter Verwendung eines Systems zum Härten einer fließfähigen Kollagenmasse zum Ausbilden des Trägerrahmens. Die Kollagenmasse bildet einen Stent, der das Strukturgewebe trägt.
Während der letzten Dekade hat die Anwendung der Laserlötmittel die Verbindungsfestigkeit des Laserschmelzverfahrens stark erhöht. Menschliches Albumin als verwendbares Lötmittel wurde bei einigen Gewebeschweißvorgängen, wie der Urethra, des Ureters, der Haut und der Gefäße, wegen seiner hohen Sicherheit verwendet. Einige Studien haben gezeigt, dass die Schweißnahtfestigkeit des Lasergewebelötens von der Lötmittelproteinkonzentration abhängt. Es bleibt jedoch noch das technische Problem der genauen seromuskularen Apposition der röhrenförmigen Organe für die genaue Positionierung des Laserpunktes und des gleichförmigen Schichtens des Lötmittels auf der Schmelzoberfläche während der Laserschweißverfahren bestehen. Jene Probleme konnten dazu führen, dass die Verbindungsfestigkeit unzuverlässig wurde, konnten den Wundheilungsprozess verlängern und Narbengewebe an der anastomotischen Stelle vermehren, so dass die Anastomose fehlerhaft verlief.
Die Erfindung ist in den unabhängigen Ansprüchen definiert, worauf nun Bezug genommen werden soll. Vorteilhafte bevorzugte Merkmale werden in den Unteransprüchen ausgeführt.
Es wird ein einführbarer Stent zum Verbinden und Erleichtern der Heilung von aneinander angrenzenden Geweben zur Verfügung gestellt. Typischer Weise sind die Gewebe menschliche Gewebe. Vorzugsweise wird der einführbare Stent aus vollständig ungiftigen, bio- und blutkompatiblen Materialien gebildet, die dem nativen Serum und dem Gewebe von Säugetieren entzogen werden.
Jedes der Gewebe, die hierin eingesetzt werden, definiert einen inneren Hohlraum. Der einführbare Stent umfasst einen einführbaren Stentkörper, der eine Bohrung definiert. Die Bohrung ermöglicht es, dass Flüssigkeit durch den einführbaren Stentkörper fließt.
Im Gebrauch wird der einführbare Stentkörper in die inneren Hohlräume der Gewebe eingeführt. Der einführbare Stentkörper passt innerhalb der Grenzen von und in Kontakt mit jedem der aneinander angrenzenden Gewebe. Mindestens ist ein Teil des einführba ren Stentkörpers mit den angrenzenden Geweben für die Erleichterung des Heilens dieser Gewebe verschmelzbar.
Der bevorzugte einführbare Stent dieser Erfindung ist von vorhergehenden Produkten dahingehend verschieden, dass er aus Säugetierserum und Gewebe gebildet wird, das vollständig ungiftig und bio- und blutkompatibel ist und folglich im wesentlichen auflösbar ist. Genauer gesagt wird während des Heilprozesses mindestens ein Teil des einführbaren Stentkörpers aufgelöst. Vorzugsweise umfasst der einführbare Stent einen biokompatiblen einführbaren Stentkörper.
Der einführbare Stentkörper schließt vorzugsweise Chromophore, wie photothermische Farbstoffmaterialien, zum Absorbieren elektromagnetischer Strahlung ein. Der Stent spielt gewöhnlich eine Unterstützungs-, Ausrichtungs- und Verlötungsrolle in den photothermischen Schweiß-Anastomoseprozessen. Somit wird photothermisches Verschweißen vereinfacht und beschleunigt, und die Festigkeit des Schweißens wird unter Verwendung des einführbaren Stents verstärkt. Verwendbare chormophorische Farbstoffe umfassen Indocyanin- Grün, Methylenblau, Fluorescein und Indien-Tinte, preußisches Blau, kupfernes Phthalocyanin, Eosin, Acridin, Eisenoxid, Jenner's Stain und Acramin-Gelb.
Der einführbare Stentkörper schließt vorzugsweise mindestens ein therapeutisches Medikament ein. Beispiele für solche Medikamente sind: Antibiotika wie Penicillin, Ampiciline und Gentamycin; Entzündungshemmer wie Glukokortikosteroide, Dexamethason; Antithrombosemittel wie Heparain; Vitamine und Peptidwachstumsfaktoren wie ein Epithelwachstumsfaktor und ein umwandelnder Wachstumsfaktor; Nervenwachstumsfaktoren und insulinartige Wachstumsfaktoren.
Der einführbare Stentkörper kann vorzugsweise ein Protein umfassen. Z.B. kann der einführbare Stentkörper eines oder mehrere von den folgenden Proteinen umfassen: Albumin, Elastin, Kollagen, Globulin, Fibrinogen, Fibronectin, Thrombin, Polypeptide und Fibrin. Der einführbare Stentkörper kann auch ein Kohlenhydrat, typischer Weise einen Zucker, umfassen.
Der einführbare Stentkörper schließt vorzugsweise ein strahlungsundurchlässiges Kontrastmittel für das Verhindern des Durchganges von Röntgenstrahlen oder anderer Strahlung ein. Beispiele solcher Mittel sind: Iothalamate-Meglumin, Diatrizoat-Meglumin, Natrium-Diatrizoat und Ioversol.
Des weiteren stellen bevorzugte Ausführungsformen ein Verfahren für die Herstellung eines einführbaren Stents für das Verbinden und die Erleichterung der Heilung von aneinander angrenzenden Geweben, wie es in den Verfahrensansprüchen definiert ist, zur Verfügung. Das Verfahren umfasst zuerst das Ausbilden des einführbaren Stentkörpers und dann das Ausbilden einer Bohrung, so dass es ermöglicht wird, dass Flüssigkeit dadurch fließt.
In einem Verfahren für das Verwenden des einführbaren Stents, um aneinander angrenzende Gewebe zu verbinden und das Heilen zu erleichtern, wird eine Mehrzahl von Geweben zur Verfügung gestellt, von denen jedes einen internen Hohlraum und Enden aufweist.
Dann wird der oben beschriebene einführbare Stent in den Hohlraum jedes Gewebes eingeführt. Schließlich werden die Gewebe ausgerichtet, so dass sich die Enden neben einander befinden, und der einführbare Stentkörper wird mit den Geweben verschmolzen. In einer anderen Ausführungsform der Erfindung, werden die Gewebe miteinander verschmolzen.
Der Schritt der Verschmelzung des einführbaren Stentkörpers mit den aneinander angrenzenden Geweben umfasst vorzugsweise das elektromagnetische Bestrahlen des einführbaren Stentkörpers, der am bevorzugtesten einen photothermischen Farbstoff wie oben beschrieben umfasst. Nachdem der Verschmelzungsschritt durchgeführt worden ist, umfasst der einführbare Stentkörper im Allgemeinen mindestens einen verschmolzenen Bereich und mindestens einen nicht verschmolzenen Bereich. Das Verfahren schließt vorzugsweise den Schritt des Auflösens mindestens eines Teils des nicht verschmolzenen Bereichs des einführbaren Stentkörpers während des Heilens der Gewebe ein. Genauer gesagt, könnte der einführbare Stent photothermisch empfindlich sein, was es ermöglicht, dass er einen Bereich der Wellenlängen einer Lichtquelle absorbiert, wodurch eine wärmedenaturierte Reaktion erzeugt wird, um die Gewebe am Bestrahlungsort zu koagulieren und zu verbinden und was davon abhängt, welche Chromophore zugesetzt werden. Der Stent kann eine wärmedenaturierte Koagulationsreaktion durch andere Energiequellen erzeugen. Der Stent ist vorzugsweise so entworfen, dass der nicht denaturierte Teil in der Körperflüssigkeit in einigen Minuten aufgelöst wird, und der denaturierte Teil haftet an einer Verbindungsstelle, um einen dichtenden kreisförmigen Ring zu bilden und den Gefäßanastomoseort zu versiegeln und zu stützen, so dass er während des Heilprozesses biologisch abbaubar ist.
Ein einführbarer Stent kann aus einem Säugetierserum und/oder einer Gewebequelle gebildet werden, die hydrolyzables Protein enthält, das eine Gruppe von ungiftigem, bio- und blutkompatiblem natürlichem Material darstellt. Der einführbare Stent, einschließlich von Chromophoren, spielt eine bedeutende Unterstützungsrolle in dem Gefäß-Intralumen und spielt eine Lötmittelrolle bei den Energieverschweißungsprozessen. Der nicht-denaturierte Teil des Stents wird gewöhnlich in der Körperflüssigkeit nach der Energieverschweißungsanastomose aufgelöst, so dass er den Gefäßflüssigkeitsfluss nicht beeinflusst und biologisch abbaubar ist.
Der einführbare Stent kann für eine zeitweilige Verbindung und Stützung der Gefäße während der Anastomoseprozesse verwendet werden. Die Anastomosetechniken sind herkömmlicher Weise solche wie chirurgisches Nähen, Heften, Kleben und Energieverschweißungsprozesse.
Der einführbare Stent mit Chromophoren, der ein photothermisch empfindlicher einführbarer Stent ist, wird zur zeitweiligen Verbindung und Stützung der Gefäße während der Ende-an-Ende-Anastomoseprozesse verwendet, die einige nahtfreie Gefäß-Anastomosetechniken unter Verwendung von Energieverschweißen, um Hitzekoagulationseffekte zu erzeugen, umfassen. Die Anastomosetechniken bestehen aus einem herkömmlichen chirurgischen Nähen, Heften, Kleben und Energieverschweißungsprozessen.
Der Stent ist ein Medikamententräger, um die lokale Medikamentenkonzentration in dem intraluminalen Bereich des Gefäßes für die Therapie zu erhöhen und chirurgische Komplikationen, wie das Verzögern der Wundheilung, der Stenose von der Anastomose und/oder von Krankheiten, zu verhindern. Das Verfahren kann ebenso den Schritt des Freigebens mindestens eines Teils des therapeutischen Medikaments von dem einführbaren Stentkörper einschließen. Dieses unterstützt die Heilung der Gewebe.
Die Gewebe werden vorzugsweise aus einer Gruppe bestehend aus Blutgefäßen, gastro-intestinalen, genito-urinären, reproduktiv, Atmungsröhren, Transplantationen und synthetischen Prothesen gewählt. Mindestens eines der Gewebe erweitert sich vorzugsweise, wenn der einführbare Stent in den Hohlraum eingeführt wird.
Das Verschmelzen umfasst vorzugsweise photothermisches Verbinden wie Laserverschweißen. Das Verschmelzen kann ebenso thermisches Verbinden umfassen, das durch zweipolige Elektroden oder magnetisches oder durch Mikrowellen erzeugtes thermisches Schweißen ermöglicht wird.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist eine schematische Ansicht des einführbaren Stents entsprechend der vorliegenden Erfindung;
2 ist eine Endansicht entlang der Linie 2-2 in 1;
3 ist eine schematische Ansicht, die den einführbaren Stent sofort nach dem Einsetzen in den Gewebehohlraum in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung zeigt;
4 ist eine schematische Ansicht während des Verschmelzungsverfahrens in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung;
5 ist eine schematische Ansicht nach dem Verschmelzen und Auflösen und während des Heilens der Gewebe in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung;
6 ist eine schematische Ansicht während des Verschmelzungsverfahrens in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung
Ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
Unter Bezugnahme auf die Zeichnungen wird in den 1 und 2 ein einführbarer Stent 10 in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung gezeigt. Der einführbare Stent 10 umfasst einen einführbaren Stentkörper 12, der eine Außenseite 14 hat. Der einführbare Stentkörper 12 definiert eine Bohrung 16, um es einer Flüssigkeit zu ermöglichen, dadurch zu fließen. In der bevorzugten Ausführungsform wird der einführbare Stentkörper 12 aus einem Material, das sich in den körperlichen Flüssigkeiten auflöst, ungiftig ist und eine geringe oder keine Entzündung in den Geweben während des Heilprozesses erzeugt, gebildet. Am meisten bevorzugt wird ein einführbarer Stentkörper 12, der aus menschlichem Serumalbumin gebildet wird, benutzt. Die 3–6 zeigen die bevorzugte Technik für das Verwenden des einführbaren Stentkörpers, um aneinander angrenzende Gewebe zu verbinden und das Heilen zu erleichtern. Wie in 3 bildlich dargestellt, wird der einführbare Stentkörper 12 in die Gewebehohlräume 22 eingesetzt, die durch ein erstes Gewebe 18 und ein zweites Gewebe 20 gebildet werden. Die Gewebe haben Gewebeenden 32. Einmal eingesetzt in die Hohlräume 22 ist die Außenseite 14 in Kontakt sowohl mit dem ersten Gewebe 18 als auch mit dem zweiten Gewebe 20. In einem Aspekt der Erfindung streckt sich der einführbare Stentkörper 12 aus und expandiert die Gewebe, wenn er darin eingesetzt wird.
In der bevorzugten Ausführungsform umfasst der Stentkörper 12 einen schmelzbaren chromophorhaltigen einsetzbaren Stentkörperteil 24. Der schmelzbare mit Farbstoff versehene einsetzbare Stentkörperteil 24 umfasst ein energieabsorbierendes Material, wie ein Chormophor, bevorzugter Weise, einen photothermischen Farbstoff wie Indocyan-Grün. Nachdem der einführbare Stent in die Gewebehohlräume 22 eingeführt worden ist, werden die Gewebeenden 32 so aneinander ausgerichtet, dass sie, wie in den 4 und 6 gezeigt, benachbart zueinander sind. Sodann wird elektromagnetische Strahlung 30 auf den schmelzbaren mit Farbstoff versehenen einführbaren Stentkörperteil 24 gerichtet. Vorzugsweise hat die elektromagnetische Strahlung 30 eine Wellenlänge, die nicht von den Geweben absorbiert wird, die aber den einführbaren Stentkörper 12 mit den Geweben verschmilzt. Am meisten bevorzugt hat die elektromagnetische Strahlung 30 eine Wellenlänge von ungefähr 800 nm. Die elektromagnetische Strahlung 30, die auf den schmelzbaren mit Farbstoff versehenen einführbaren Stentkörperteil 24 gerichtet, wird durch den Farbstoff absorbiert und in thermische Energie umgewandelt. Die thermische Energie verursacht, dass der schmelzbare mit Farbstoff versehene einführbare Stentkörperteil 24 mit den Geweben verschmilzt, wodurch der Bereich von geschmolzenem einführbaren Stentkörper und dem Gewebe 26 gebildet wird.
Vorteilhafter Weise ist die Energiequelle eine elektromagnetische Energiequelle, wie ein Laser, und das Absorptionsmittel ist ein Farbstoff, der ein Absorptionsmaximum bei einer Wellenlänge hat, die der des Lasers entspricht. Das Biomaterial und das zu verschweißende Gewebe haben eine viel geringere Absorption des Lichtes bei dieser Wellenlänge und folglich wird der Effekt auf eine Zone um die Farbstoffschicht herum begrenzt. Eine bevorzugte Energiequelle ist eine Laserdiode, die eine dominierende Wellenlänge bei ungefähr 808 nm hat, und ein bevorzugter Farbstoff ist Indocyanin-Grün (ICG), die maximale Absorption liegt bei 795–805 nm. Andere Laser/Farbstoff-Kombinationen können ebenso verwendet werden. Es wird bevorzugt, dass der Farbstoff in dem einführbaren Stentkörperteil 24 enthalten ist. Der Farbstoff kann ebenso an der Oberfläche des Körperteils 25 aufgetragen werden, der zu schweißen oder mit dem Gewebe zu verbinden ist. Der Farbstoff, der auf dem Körperteil 24 oder der Oberfläche des Körperteils 24 aufgetragen ist, kann zuerst mit einer Zusammensetzung behandelt oder beschichtet (z.B. grundiert) werden, die die Absorption des Farbstoffs darin so kontrolliert, dass der Farbstoff als getrennte Schicht oder Beschichtung behalten wird.
Alternativ kann der Farbstoff mit dem Körperteil 24 verbunden werden, so dass er an der Oberfläche befestigt ist und daran gehindert wird in das Material einzudringen. Der Farbstoff kann in Form einer Lösung aufgetragen werden, oder es kann der Farbstoff in einem Medium aufgelöst oder suspendiert werden, das als eine dünne Schicht oder ein Film vorzugsweise konstanter Dicke und Farbstoffkonzentration aufgetragen werden kann.
Sobald der Bereich von schmelzbarem einführbarem Stentkörper mit dem Gewebe 26 gebildet worden ist, wird der Rest des einführbaren Stentkörpers 12 durch die menschlichen körperlichen Flüssigkeiten aufgelöst, die durch die Bohrung 16 geführt werden. Wie in 5 gezeigt, verbindet der Bereich von schmelzbarem einführbarem Stentkörper mit dem Gewebe 26 die Gewebeenden 32 und bildet eine flüssigkeitsdichte Dichtung während des Heilens der Gewebe aus.
Beispiel 1 Nahtfreie Ende-zu-Ende-Ureteral-und-Fremdtransalantat-Anastomose In Vitro-Studie
Herstellung des PSH-Stents und Lots
25 % Humanserumalbumin (MW: 66,500, Michigan Dept. of Public Health, US-Lizenz Nr. 99, MI) wurde durch eine Ultrafiltermembrane (YM 30, Amicon) unter Verwendung des Ultrafiltrationssystems (Modell 8400, Amicon, MA) gefiltert, um es auf 50 % (W./V.) zu konzentrieren. Es wurde eine 10 mM Lösung von ICG (Sigma, 12633, MO) zur Sterilisation (Gameo 25ES, Fisher) gefiltert und dem 50 % Albumin mit einem Volumenanteil von 1:100 hinzugefügt und gut für 3 Min gemischt. Die Mischung wurde mit Luft beblasen, bis das Lösungsmittel verdunstete und die Mischung schmelzbar wurde. Das schmelzbare Albumin wurde zu einem hohlen Stent mit einem äußeren Durchmesser von 3,5 Millimeter, einem inneren Durchmesser von 2,0 Millimeter und von 1,5 Zentimeter in der Länge geformt. Der Stent wurde bis zum Gebrauch bei ungefähr –4 °C in Dunkelheit gelagert. Das Verfahren wurde unter Verwendung von sterilen Techniken durchgeführt. Das Flüssiglot wurde aus 50 % (W./V.) Albumin mit 0,1 mM ICG hergestellt, das ähnlich dem photothermisch empfindlichen Stent ohne Trocknungsverfahren hergestellt wurde. Das Lot wurde bis zum Gebrauch in einer 1 ml-Spritze bei –4 °C in Dunkelheit gelagert.
Fremdtransplantat auf Elastinbasis
Der Fremdtransplantat auf Elastinbasis wurde aus frisch erhaltenen Schweinekarotisarterien verarbeitet. Die Gefäße wurden durch 1 % Triton-X 100, DNAse und eine Kollagenbildung dezellularisiert und digeriert. Das Endprodukt bestand aus Elastin an der Lumenoberfläche und Kollagen auf der Außenseite, und jedes Transplantat war 6 Zentimeter in der Länge, 3–4 mm im Innendurchmesser und 1 mm dick.
Laser System
Laserbehandlungen wurden mit einem Diodenlasermodul (Diomed Limited, Cambridge, Großbritannien), das mit einer kontaktfreien Quarzglas-Faseroptik (600 μm im Durchmesser) verbunden war, durchgeführt. Das Lasersystem besteht aus einer phasengesteuerten Anordnung von Galliumaluminiumarsenmetall-Halbleiterdioden, und die Hauptwellenlängenausgangsleistung des Diodenlasers liegt bei 808 nm. Ein Zielstrahl ermöglicht es der Bedienperson, die Punktgröße des Lasers während der Aktivierung sichtbar zu machen. Der Punktdurchmesser betrug in einem Abstand von ~ 2 mm ~ 1 mm. Die Laserleistung wurde an dem Ausgang der Optikfaser mit einem eingebauten Lasermessmonitor gemessen und aufgezeichnet. Die maximale Diodenausgangsleistung beträgt 25 W. Der Laser wurde in einem Kontinuierliche-Welle-Modus mit 1 W Ausgangsleistung benutzt.
Frische Uretersegmente wurden aus inländischen Schweinen mit minimalem Trauma erhalten und sofort in sterile 0,9 % salzige Lösung bei –4 °C gelegt. Es wurde von unserem Biomaterialforschungslabor ein Fremdtransplantat auf Elastinbasis zur Verfügung gestellt.
Die Studie wurde in drei Gruppen unterteilt. In Gruppe 1 wurden 12 Ureter vollständig transseziert und Ende an Ende unter Verwendung eines PSH-Stent-Laserschmelzverfahrens reanastomosiert. In Gruppe 2 wurden 12 Ureter mit dem PSH-Stent-Laserschmelzverfahren an das Fremdtransplantat auf Elastinbasis anastomosiert, und in Gruppe 3 erfolgte die Fremdtransplantatanastomose von 17 Ureter unter Verwendung einer Laser-Flüssiglottechnik. Jeder Ureter oder jedes Fremdtransplantat auf Elastinbasis wurde sorgfältig herübergebracht und mit einer 1-0-Seidenverbindung auf einer rostfreien Stahlröhre befestigt, um ein Verschieben zu verhindern. Die rostfreie Stahlröhre wurde parallel an einer Infusionspumpe (Spritzeninfusionspumpe 22, Harvard apparatus, MA) und einer Druckaufzeichnungseinrichtung angeschlossen (Pressure-Monitor 4, Living System Instrumentation, VT). Die Ureter und die Fremdtransplantatstümpfe wurden gespatelt und unter Verwendung von zwei 6-0-Vicyl-Nähten gegenüber gelegt. Während des PSH-Stent-Laserverschweißens wurden die zwei Enden über den PSH-Stent gezogen, so dass sie sich in einer Ende-zu-Ende-Art annäherten. Beim Arbeiten an dem Flüssiglotschweißen wurden der Ureter und die Fremdtransplantatenden für eine Ende-zu-Ende-Apposition über einen OD-Ballonkatheter von 3,5 mm gezogen. Das Lot wurde in einer dünnen Schicht auf der Naht vor dem Laserverschweißen aufgetragen. Das Lot bedeckte ungefähr 1 Millimeter auf jeder Seite der Anastomose. Das haltende Nahtmaterial schmolz mit dem Laserverschweißen davon. Die Proben wurden für eine Stoßdruck- und Zugfestigkeitsprüfung behandelt.
Ein Perfusionssystem wurde zwischen dem geschweißten Gefäß und der Infusionspumpe für die Stoßdruckprüfung aufgestellt. Ein 0,9 % NaCl mit 1 % Methylenblaulösung wurde mit einer Flussrate von 2 ml/Min infusiert, um den PSH-Stent aufzulösen und auf Leckstellen des Anastomoseortes zu überprüfen. Nachdem der Stent aufgelöst worden war, wurde der Druckaufzeichnungseinrichtungsschalter zum Aufzeichnen des Schmelzstoßdrucks eingeschaltet. Der expandierbare Ballonkatheter wurde entlüftet und sorgfältig von dem unter Verwendung von Laserverschweißen geschweißten Behälter entfernt.
Die Gefäße wurden eine Stunde lang perfusiert, und dann wurde der Stoßdruck (mm Hg) aufgezeichnet. Während das Gefäß während der Stoßdruckprüfung nicht brach, wurden sie zur histologischen Untersuchung eingesandt.
Die geschweißten Gefäße wurden über Nacht nach dem Schweißen in salzige Lösung mit 37 °C getränkt und dann auf ihre Zugfestigkeit geprüft. Es wurde die Zerreißkraft der Laserschweißnaht unter Verwendung einer Spannungsprüfvorrichtung (Vitrodyne VI000, Liveco, VT) aufgezeichnet. Das Standardlastgewicht betrug 5000 g.
In den Gruppen 1 und 2 wurden alle Proben in 2 Sätze unterteilt, ein Satz wurde auf Stoßdruck und der andere auf Zugfestigkeit geprüft. In Gruppe 3 wurden 8 Proben auf Stoßdruck und 9 auf Zugfestigkeit geprüft.
Ergebnisse:
Die messbaren objektiven Parameter bei dem Vergleich jeder Gruppe, die Zugfestigkeit, Stoßdruck und die Gesamtenergie, die erforderlich wurde, um die Anastomose durchzuführen, wurden untersucht.
Es gab bedeutende Unterschiede bezüglich des Stoßdrucks zwischen den Transplantaten, die mit dem PSH-Stent geschweißt wurden, und denen, bei denen das Flüssiglot verwendet wurde. Es wurden höhere Stoßdrücke in den Gruppen 1 und 2 beobachtet, bei denen der PSH-Stent verwendet wurde. Einige Stoßdrücke waren größer als 183 mm Hg und die meisten Messungen konnten nicht aufgezeichnet werden, weil unsere Druckaufzeichnungseinrichtung auf einen maximalen Druck von 200 mm Hg kalibriert worden war. Dreiviertel (9/12) der Messungen lagen in den Gruppen 1 und 2 über 200 mm Hg. In der Gruppe 3 jedoch reichte der Stoßdruck von 15 bis zu 200 mm Hg. Nur 33,3 % (3/9) in Gruppe 3 lagen über 200 mm Hg. 83,3 % (5/6) und 66,7 % (4/6) von Stoßdrücken wurden in der Gruppe 1 bzw. in der Gruppe 2 über 200 mm Hg gemessen.
Die Zugfestigkeit von Gruppen 1 und 2 mit dem PSH-Stent lag bei 420 ± 190 g/cm² bzw. 370 ± 170 g/cm². In der Gruppe 3 mit dem Flüssiglot war der Durchschnitt der Zugspannung 240 ± 130 g/cm². Diese Werte waren signifikant unterschiedlich (P < 0,05).
Der Gesamtenergieverbrauch, um die Anastomose in den beiden PSH-Stent-Gruppen und in der Lötmittelgruppe durchzuführen, war signifikant unterschiedlich. Mehr Energie und Zeit wurden, verglichen mit der Verwendung des PSH-Stents (84 ± 38 J) für das Laserverschweißen, an dem Anastomoseort verbraucht, an dem das Flüssiglot verwendet wurde (200 ± 45 J). Es gab jedoch keinen signifikanten Unterschied zwischen dem Schweißen des Ureters an den Ureter und des Ureters an das Fremdtransplantat unter Verwendung des PSH-Stents.
Beispiel 2 Nahtfreie Ende-zu-Ende-Ureteral-und-Fremdtransplantat-Anastomose – In-Vivo-Studie
Herstellung des PSH-Stents und Lots
25 % Humanserumalbumin (MW: 66, 500, Michigan Dept. of Public Health, US-Lizenz Nr. 99, MI) wurde durch eine Ultrafiltermembrane (YM 30, Amicon) unter Verwendung des Ultrafiltrationssystems (Modell 8400, Amicon, MA) gefiltert, um es auf 50 % (W./V.) zu konzentrieren. Es wurde eine 10 mM Lösung von ICG (Sigma, 12633, MO) zur Sterilisation (Gameo 25ES, Fisher) gefiltert und dem 50 % Albumin mit einem Volumenanteil von 1:100 hinzugefügt und gut für 3 Min gemischt. Die Mischung wurde mit Luft beblasen, bis das Lösungsmittel verdunstete und die Mischung schmelzbar wurde. Das schmelzbare Albumin wurde zu einem hohlen Stent mit einem äußeren Durchmesser von 3,5 Millimeter, einem inneren Durchmesser von 2,0 Millimeter und von 1,5 Zentimeter in der Länge geformt. Der Stent wurde bis zum Gebrauch bei ungefähr –4 °C in Dunkelheit gelagert. Das Verfahren wurde unter Verwendung von sterilen Techniken durchgeführt. Das Flüssiglot wurde aus 50 % (W./V.) Albumin mit 0,1 mM ICG hergestellt, das ähnlich dem photothermisch empfindlichen Stent ohne Trocknungsverfahren hergestellt wurde. Das Lot wurde bis zum Gebrauch in einer 1ml-Spritze bei –4 °C in Dunkelheit gelagert.
Fremdtransplantat auf Elastinbasis
Das Fremdtransplantat auf Elastinbasis wurde aus frisch erhaltenen Schweinekarotisarterien verarbeitet. Die Gefäße wurden durch 1 % Triton-X 100, DNAse und eine Kollagenbildung dezellularisiert und digeriert. Das Endprodukt bestand aus Elastin an der Lumenoberfläche und Kollagen auf der Außenseite, und jedes Transplantat war 6 Zentimeter in der Länge, 3–4 mm im Innendurchmesser und 1 mm dick.
Laser System
Laserbehandlungen wurden mit einem Diodenlasermodul (Diomed Limited, Cambridge, Großbritannien), das mit einer kontaktfreien Quarzglas-Faseroptik (600 μm im Durchmesser) verbunden war, durchgeführt. Das Lasersystem besteht aus einer phasengesteuerten Anordnung von Galliumaluminiumarsenmetall-Halbleiterdioden, und die Hauptwellenlängenausgangsleistung des Diodenlasers liegt bei 808 nm. Ein Zielstrahl ermöglicht es der Bedienperson, die Punktgröße des Lasers während der Aktivierung sichtbar zu machen. Der Punktdurchmesser betrug in einem Abstand von ~ 2 mm ~ 1 mm. Die Laserleistung wurde an dem Ausgang der Optikfaser mit einem eingebauten Lasermessmonitor gemessen und aufgezeichnet. Die maximale Diodenausgangsleistung beträgt 25 W. Der Laser wurde in einem Kontinuierliche-Welle-Modus mit 1 W Ausgangsleistung benutzt.
Zwölf inländische weibliche Schweine mit einem Gewicht von 30–40 Pound wurden in diesem Projekt untersucht. Fünf Schweine wurden für akute Experimente benutzt und sieben wurden für chronische Experimente verwendet. Unser chirurgisches Protokoll befolgte Richtlinien für die Sorge für und den Gebrauch von Labortieren und wurde von dem Animal Care and Use Committe der Oregon Health Sciences-Universität genehmigt.
Das Tier wurde mit einer IM-Injektion von 1,5 ml Telazol sediert, die von einer allgemeinen endotrachealen Anästhesie unter Verwendung von einem 1–2 % Halothan-Inhalat gefolgt war. Puls und Sauerstoffsättigung wurden während der Operation überwacht. Das anästhesierte Schwein wurde auf dem Rücken positioniert und rasiert und auf eine sterile Art präpariert. Es wurde von der vierten Zitze bis unter die letzte Zitze ein Paramedian-Retroperitoneal-Ansatz ausgeführt.
In der akuten Gruppe (N = 5) wurden mittlere Segmente von 6–8 cm beider Ureter in einer atraumatischen Weise freigelegt und bewegt, und es wurden 3–4 cm resektiert. Auf der rechten Seite wurden zwei PSH-Stents in das röhrenförmige Elastinfremdtransplantat mit einem in jedes Ende durch den hohlen PSH-Stent und das Transplantat eingesetzten 4,8 Fr. × 18 cm Doppel-J-Ureteral-Stent (Circon Surgitek, CA) platziert. Der Doppel-J-Ureteral-Stent wurde durch die freien Ureteralstümpfe in der Nierenpelvis darüber und der Blase darunter platziert. Dann wurde der Ureteralstumpf über den PSH-Stent gezogen, sodass er dem Transplantat angenähert wurde. Dann wurde Lasergewebeschweißen an der proximalen Anastomose gefolgt von der distalen durchgeführt. Auf der linken Seite wurde der Ureter mit dem Transplantat ohne den PSH-Stent rekonstruiert. Das Flüssiglot wurde in einer dünnen Schicht auf der Naht vor der Laserbestrahlung aufgetragen. Das Lötmittel bedeckte ungefähr 1 mm auf jeder Seite der Anastomose. Die Ureterenden und die Fremdtransplantate wurden für die Anastomose gespatelt. Eine Stunde nach dem Laserverschweißen wurde eine retrograde Ureterografie ausgeführt, dann wurde das Tier geopfert und das Probestück wurde entnommen und auf Zugfestigkeit geprüft (Vitrodyna 1000, Liveco, VT).
In der chronischen Gruppe (N = 7) wurde nur der rechte Ureter operiert. Zwei Tiere wurden als Kontrollen in dieser Gruppe benutzt, und es wurde eine Ende-zu-Ende-Ureterostomie unter Verwendung von Laserverschweißen mit dem PSH-Stent durchgeführt. Fünf Tiere wurden benutzt, um eine Ureter-zu Fremdtransplantat-Ende-zu-Ende-Anastomosie mit dem PSH-Stent und dem Laser durchzuführen. Ein urethraler 12 Fr.-Katheter wurde durch den Urethraausgang von der Blase gesetzt. Die Blase und der Abdominal-Schnitt wurden auf eine Standardart mit einer durchgehenden chromhaltigen 3-0-Naht geschlossen, nachdem man sichergestellt hatte, dass kein Durchsickern oder Bluten an den Anastomoseorten aufgetreten war. Der Katheter wurde an der Haut des Tieres vernäht und kurz geschnitten, um eine chronische Urindrainage zu ermöglichen, und eine Woche nach der Operation entfernt.
Das Tier wurde für 14 Tage unter Antibiotika gehalten (Ampicillin und Getamycin). Ein Tier wurde nach 1 Woche, 2 Tiere nach 2 Wochen und 2 nach 4 Wochen geopfert. Vor der Opferung wurden abdominale Röntgenuntersuchung, intravenöse Pyelografie und retrograde Ureterografie durchgeführt. Das Doppel-J wurde nach der retrograden Urografie entfernt. Dann wurde der Ureter für die Histologie entnommen.
Die Gewebeproben wurden sofort in der 10 % Formalinlösung fixiert. Dann wurden die Probestücke in Paraffinwachs eingebettet und geschnitten. Trichrome-, VVG-, Von Kossas-, Actin- und H u. E-Färben wurden durchgeführt, um Kollagen, Elastin, Kalkbildung und glatte Muskelregeneration zu untersuchen. Statistische Vergleiche aller Gruppen wurden innerhalb jedes Parameters mit einem Einzel-T-Test überprüft.
Resultate:
Die akuten Experimente wurden in fünf Tieren durchgeführt, und es wurden in ihnen beide Ureter teilweise durch ein röhrenförmiges Fremdtransplantat auf Elastinbasis unter Verwendung eines PSH-Stents auf einer Seite ersetzt und durch ein Flüssiglot auf Albuminbasis auf der anderen Seite ersetzt. Jede Seite hatte zwei Anastomosen. Die Tabelle 1 vergleicht die Schweißzeit, die Zugfestigkeit und die Neigung zum Durchsickern während der akuten Experimente.
Die Schweißzeit für Ureter-zu-Fremdtransplantat-Anastomose war signifikant (P < 0.05) in der PSH-Stent-Gruppe (67 ± 27 Sek.) verglichen mit der Albuminlötmittelgruppe (121 ± 38 Sek.) verringert.
Eine Undichtigkeit an den Anastomoseorten wurde unter Verwendung von retrograder Ureterografie untersucht. Das Löten mit flüssigem Albumin wies eine Leckrate von 30 % (3/10) auf. In der PSH-Gruppe gab es keine sofortigen offensichtlichen Leckstellen. Kein signifikanter Unterschied wurde zwischen den beiden Gruppen in der sofortigen Zugfestigkeit festgestellt.
In der Gruppe des chronischen Experiments versagte ein Fall wegen einer anastomosischen Undichtigkeit eine Woche nach der Operation. Eine radiographische Prüfung deckte unterschiedliche Grade der Stenose und Hydroureteronephrosie in beiden Gruppen auf.
Die grobe und histologische Prüfung zeigte, dass eine feste Ausbildung in der Lücke zwischen dem Ureter und dem Fremdtransplantat nach 1 Stunde Perfusion bei dem PSH-Stent-Laserschweißen verblieb. Eine schwammartige Ausbildung wurde bei dem Flüssiglot-Laserschweißen beobachtet. Faserartiges Gewebe, das das Fremdtransplantat und die urotheliale Hyperplasia an dem Anastomosesort umgab, wurde 4 Wochen nach der Operation beobachtet. 2 Wochen nach der Operation wurde das Albumin des PSH-Stents durch Fibroblasten vermindert und durchdrungen. Nach 4 Wochen war das Albumin abgebaut.
Beispiel 3 Laserverschmelzungsverfahren eines Gefäßfremdtransalantat – Akute Studie
Nach geeigneter Identifikation des Tieres wurde mit Telazole 8 mg/kg l/M eine Anästhesie induziert. Isoflurane wurde durch eine Gesichtsmaske gegeben, und das Tier wurde mit einem endotrachealen Manschettenschlauch der Größe 5 F intubiert. Es wurde ein I/V in eine Ader an seinem rechten Ohr eingesetzt, und es wurden 7000 Einheiten Heparin I/V gegeben. Ein Längsschnitt von sechs Zentimetern wurde in der Mittellinie des Nackens mit einer # 15 Klinge gebildet. Eine Abteilung des subkutanen Gewebes und der Fascia zwischen den Gurtmuskeln bis zu der Trachea wurde unter Verwendung von Elektrobrennen ausgeführt. Nahe bei der Trachea auf der rechten Seite wurde die Karotishülle gekennzeichnet und die allgemeine Karotisarterie wurde isoliert. Die Arterie wurde für fünf Minuten in einer Papaverin-Lösung getränkt, um den Spasmus zu entspan nen. Das Fremdtransplantat wurde für 20 Minuten in heparinierter Salzlösung gewaschen. Gefäßklammem wurden an der rechten allgemeinen Karotis 6 Zentimeter entfernt angebracht, und das intervenierende Gefäß wurde geschnitten und die Enden gespatelt. Ein hohler Albumin-ICG-Kugel-Stent von 3,5 mm (äußerer Durchmesser) wurde in das Fremdtransplantat eingesetzt und wurde dann in den distalen Karotisstumpf invaginiert. Zwei Steifnähte aus 7-0 Prolen wurden auf gegenüberliegenden Seiten befestigt, um die zwei Gefäße nahe beieinander zu halten. Das fünfzig-prozentige Albumin-ICG-Flüssiglot wurde auf die einander angenäherten Ränder und 2 mm auf jeder Seite gespritzt. Der gepulste chirurgische 805 nm-Diomed-25-Laser wurde auf 5 Watt mit einer Pulsbreite von 0.1 Sek. und ein Impulsintervall von 0,2 Sek. eingestellt. Die Ränder wurden rundherum gelasert. Ein ähnliches Verfahren wurde an dem proximalen Ende des Gefäßes ausgeführt. Die Gefäßklammem wurden entfernt, und die Transplantation wurde eine Stunde lang perfusiert. Es dauerte ungefähr 20 Minuten, bis die Kugel sich aufgelöst hatte. Das Probestück wurde explantiert und zur Histopathologie gesandt. Das Tier wurde geopfert.
Beispiel 4 Laserverschmelzungsverfahren eines Gefäßfremdtransplantat – Akute Studie
Nach geeigneter Identifikation des Tieres wurde mit Telazole 8 mg/kg l/M eine Anästhesie induziert. Isoflurane wurde durch eine Gesichtsmaske gegeben, und das Tier wurde mit einem endotrachealen Manschettenschlauch der Größe 5 F intubiert. Es wurde ein l/M in eine Ader an seinem rechten Ohr eingesetzt, und es wurden 7000 Einheiten Heparin l/M gegeben. Ein Längsschnitt von sechs Zentimetern wurde in der Mittellinie des Nackens mit einer # 15 Klinge gebildet. Eine Abteilung des subkutanen Gewebes und der Fascia zwischen den Gurtmuskeln bis zu der Trachea wurde unter Verwendung von Elektrobrennen ausgeführt. Nahe bei der Trachea auf der rechten Seite wurde die Karotishülle gekennzeichnet und die allgemeine Karotisarterie wurde isoliert. Die Arterie wurde für fünf Minuten in einer Papaverin-Lösung getränkt, um den Spasmus zu entspannen. Das Fremdtransplantat wurde für 20 Minuten in heparinierter Salzlösung gewaschen. Gefäßklammem wurden an der rechten allgemeinen Karotis 6 Zentimeter entfernt angebracht, und das intervenierende Gefäß wurde geschnitten und die Enden gespatelt. Ein hohler Albumin-ICG-Kugel-Stent von 3,5 mm (äußerer Durchmesser) wurde in das Fremdtransplantat eingesetzt und wurde dann in den distalen Karotisstumpf invaginiert. Zwei Steifnähte aus 7-0 Prolen wurden auf gegenüberliegenden Seiten befestigt, um die zwei Gefäße nahe beieinander zu halten. Das fünfzig-prozentige Albumin-ICG-Flüssiglot wurde auf die einander angenäherten Ränder und 2 mm auf jeder Seite gespritzt. Der gepulste chirurgische 805 nm-Diomed-25-Laser wurde auf 5 Watt mit einer Pulsbreite von 0.1 Sek. und ein Impulsintervall von 0,1 Sek. eingestellt. Die Ränder wurden rundherum gelasert. Ein ähnliches Verfahren wurde an dem proximalen Ende des Gefäßes ausgeführt. Die Gefäßklammern wurden entfernt, und die Transplantation wurde drei Stunden lang perfusiert. Es dauerte ungefähr 20 Minuten, bis die Kugel sich aufgelöst hatte. Das Probestück wurde explantiert und zur Histopathologie gesandt. Das Tier wurde geopfert.

Claims

Ein einführbarer Stent zum Verbinden und Erleichtern des Heilens von benachbarten Geweben, wobei jedes der Gewebe einen inneren Hohlraum bildet, wobei der einführbare Stent einen einführbaren Stentkörper umfasst, der eine Bohrung darin ausbildet, die es ermöglicht, dass Flüssigkeit dadurch fließt, wobei der einführbare Stentkörper in Kontakt mit jedem der benachbarten Geweben in jeden inneren Hohlraum einführbar ist und in dessen Grenzen hineinpasst, wobei der einführbare Stentkörper einen Bereich einschließt, der mit jedem der benachbarten Geweben durch thermisches Verbinden verschmolzen werden kann, wobei der Rest des einführbaren Stentkörpers durch menschliche Körperflüssigkeiten, die durch die Bohrung fließen, auflösbar ist.
Der einführbare Stent von Anspruch 1, in dem der einführbare Stentkörper ein Chromophor enthält.
Der einführbare Stent von Anspruch 2, in dem das genannte Chromophor ein Farbstoffmaterial umfasst.
Der einführbare Stent von Anspruch 1, 2 oder 3, in dem der einführbare Stentkörper zumindest ein therapeutisches Medikament enthält.
Der einführbare Stent von Anspruch 4, in dem das genannte therapeutische Medikament aus einer Gruppe ausgewählt ist, die aus Antibiotika, Entzündungshemmern, Antithrombosemitteln, Vitaminen und Peptidwachstumsfaktoren besteht.
Der einführbare Stent von einem der vorhergehenden Ansprüche, in dem der einführbare Stentkörper ein Protein umfasst.
Der einführbare Stent von Anspruch 6, in dem das genannte Protein aus einer Gruppe ausgewählt ist, die aus Albuminen, Elastinen, Kollagenen, Globulinen, Fibrinogenen, Fibronektinen, Thrombinen und Fibrinen besteht.
Der einführbare Stent von einem der vorhergehenden Ansprüche, in dem der einführbare Stentkörper ein Kohlenhydrat umfasst.
Der einführbare Stent von einem der vorhergehenden Ansprüche, in dem der einführbare Stentkörper ein für Röntgenstrahlen undurchlässiges Kontrastmittel enthält.
Der einführbare Stent von Anspruch 9, in dem das genannte für Röntgenstrahlen undurchlässige Kontrastmittel aus einer Gruppe ausgewählt ist, die aus lothalmatmeglumin, Diatrizoatmeglumin, Natriumdiatrizoat und Ioversol besteht.
Ein Verfahren zur Herstellung eines einführbaren Stents zum Verbinden und Erleichtern des Heilens von benachbarten Geweben, wobei jedes der Gewebe einen inneren Hohlraum bildet, umfassend: Bilden eines einführbaren Stentkörpers aus einem löslichen Material; und Ausbilden einer Bohrung darin, die es Flüssigkeit ermöglicht, dadurch zu fließen, wobei der einführbare Stentkörper in Kontakt mit jedem der benachbarten Geweben in jeden inneren Hohlraum einführbar ist und in dessen Grenzen hineinpasst, wobei der einführbare Stentkörper einen Bereich einschließt, der mit jedem der benachbarten Geweben durch thermisches Verbinden verschmolzen werden kann, wobei der Rest des einfürbaren Stentkörpers durch menschliche Körperflüssigkeiten, die durch die Bohrung fließen, auflösbar ist.
Das Verfahren von Anspruch 11, welches einschließt, zumindest ein Chromophor in den genannten einführbaren Stentkörper einzuarbeiten.
Das Verfahren von Anspruch 12, in dem das genannte Chromophor ein Farbstoffmaterial ist.
Das Verfahren von Anspruch 11, welches einschließt, zumindest ein therapeutisches Medikament in den genannten einführbaren Stentkörper einzuarbeiten.
Das Verfahren von Anspruch 14, in dem das genannte therapeutische Medikament aus einer Gruppe ausgewählt ist, die aus Antibiotika, Entzündungshemmern, Antithrombosemitteln, Vitaminen und Peptidwachstumsfaktoren besteht.
Das Verfahren von einem der Ansprüche 11 bis 15, in dem der einführbare Stentkörper ein Protein umfasst.
Das Verfahren von Anspruch 16, in dem das genannte Protein aus einer Gruppe ausgewählt ist, die aus Albuminen, Elastinen, Kollagenen, Globulinen, Fibrinogenen, Fibronektinen, Thrombinen und Fibrinen besteht.
Das Verfahren von einem der Ansprüche 11 bis 17, in dem der einführbare Stentkörper ein Kohlenhydrat umfasst.
Das Verfahren von einem der Ansprüche 11 bis 18, in dem der einführbare Stentkörper ein für Röntgenstrahlen undurchlässiges Kontrastmittel umfasst.
Das Verfahren von Anspruch 20, in dem das genannte für Röntgenstrahlen undurchlässige Kontrastmittel aus einer Gruppe ausgewählt ist, die aus lothalmatmeglumin, Diatrizoatmeglumin, Natriumdiatrizoat und Ioversol besteht.
Ein einführbarer Stent zum Verbinden und Erleichtern des Heilens von benachbarten Geweben, wobei jedes der Gewebe einen inneren Hohlraum bildet, wobei der einführbare Stent umfasst: einen einführbaren Stentkörper, der aus einem Protein gebildet ist; und einen einführbaren Stentkörper, der eine Bohrung dann ausbildet, die es ermöglicht, dass Flüssigkeit dadurch fließt, wobei der einführbare Stentkörper in Kontakt mit jedem der benachbarten Geweben in jeden inneren Hohlraum einführbar ist und in dessen Grenzen hineinpasst, wobei der einführbare Stentkörper einen Bereich einschließt, der mit jedem der benachbarten Geweben durch thermisches Verbinden verschmolzen werden kann, wobei der Rest des einführbaren Stentkörpers durch menschliche Körperflüssigkeiten, die durch die Bohrung fließen, auflösbar ist.