DE68922497T2

DE68922497T2 - Endoluminale dichtung mit bisdegradierbaren polymeren.

Info

Publication number: DE68922497T2
Application number: DE68922497T
Authority: DE
Inventors: Anton Schindler; Marvin J Slepian
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1988-08-24
Filing date: 1989-08-23
Publication date: 1995-09-14
Anticipated expiration: 2009-08-24
Also published as: EP0431046B1; US6443941B1; EP0649637A1; CA1340257C; AU4191989A; WO1990001969A1; HK1004534A1; US6699272B2; US5800538A; US5947977A; US5674287A; CA1336755C; DK418989A; US20020099332A1; ATE121954T1; EP0431046A4; JPH04501670A; EP0431046A1; US5749922A; JP2836878B2

Description

Hintergrund der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft eine neue Vorrichtung zur in vivo-Auskleidung und -Versiegelung des Inneren von Organen oder Organbestandteilen und anderen Gewebehöhlen. Die hierbei eingeschlossenen Gewebe können Organe oder Strukturen mit Hohl- oder Röhrengeometrie sein, beispielsweise Blutgefäße, wie Arterien oder Venen, wobei in diesem Fall die Polymerprodukte im Inneren des natürlich auftretenden Lumens abgeschieden werden. Alternativ kann das Gewebe ein normalerweise festes Organ sein, in dem ein Hohlraum entweder durch einen chirurgischen Eingriff oder eine zufällige Verletzung erzeugt wurde. In diesem Fall kann das Polymerprodukt im Lumen des Hohlraums abgeschieden werden.
Oftmals besitzt die Hohl- oder Röhrengeometrie der Organe eine funktionelle Bedeutung, beispielsweise bei der Förderung des Flüssigkeits- oder Gastransports (Blut, Urin, Lymphe, Sauerstoff oder Atmungsgase) oder der Speicherung von Zellen (Eier, Spermien). Krankheiten können diese Organe oder ihre Bestandteile durch Verengen, Verstopfen oder anderweitiges Verringern des Querschnitts der Hohl- oder Röhrenelemente beeinträchtigen. Darüber hinaus können weitere Erkrankungen die natürlichen Grenzen des Hohlorgans verletzen und dadurch ihre Funktion als Schranke und/oder Aufbewahrungsfähigkeit beeinträchtigen. Die einwandfreie Funktion des Organs oder der Struktur wird hierdurch stark beeinträchtigt. Ein gutes Beispiel für dieses Phänomen stellen die Coronararterien dar.
Coronararterien oder Arterien des Herzens versorgen den Herzmuskel mit arteriellem Blut. Sie liefern ferner essentielle Nährstoffe und sorgen für die Entfernung metabolischer Abfallstoffe und den Gasaustausch. Für die kontinuierliche Durchblutung während des gesamten Lebens des Patienten werden diese Arterien ununterbrochen beansprucht.
Trotz ihrer kritischen, lebenswichtigen Funktion sind die Coronararterien häufig dem Angriff durch verschiedene Krankheiten ausgesetzt, wobei die wichtigste die Atherosklerose oder Verhärtung der Arterien ist. Während des gesamten Lebens des Patienten tragen mehrere Faktoren zur Entwicklung mikroskopischer und/oder makroskopischer Gefäßläsionen, die als Plaques bekannt sind, bei.
Die Entwicklung eines mit Plaques bedeckten Gefäßes führt typischerweise zu einer unregelmäßigen Gefäßinnenfläche unter entsprechender Verringerung des Gefäßquerschnitts. Eine zunehmende Verringerung des Querschnitts gefährdet die Durchblutung des Gefäßes. Beispielsweise wird bei Coronararterien eine Verringerung der Durchblutung des Herzmuskels hervorgehoben. Diese Verringerung der Durchblutung mit entsprechender Verringerung der Nährstoff- und Sauerstoffzufuhr bedingt häufig eine klinische Angina, instabile Angina oder einen myokardialen Infarkt (Herzanfall) und sogar den Tod. Die klinischen Folgen des obigen Vorgangs und seine Gesamtbedeutung liegen darin, daß atherosklerotische Coronararterienerkrankungen heutzutage die Haupttodesursache in den Vereinigten Staaten darstellt.
Historisch gehörte zur Behandlung fortgeschrittener atherosklerotischer Coronararterienerkrankungen, d.h. Erkrankung, die über die Erkrankungen hinausgehen, die therapeutisch durch medikamentöse Behandlung allein verbesserbar sind, eine Kardiothoraxoperation in Form einer aortocoronaren Bypass-Transplantation (ACBT). Der Patient wird an eine Herz- Lungen-Maschine gehängt und der Herzmuskel vorübergehend ausgeschaltet. Anschließend werden operative Eingriffe am Herzen vorgrnommen in Form einer Umgehung durch ein Bypass- Gefäßtransplantat, durch das der Blutstrom um Unterbrechungen des Blutkreislaufs herumgeleitet wird. Obwohl ACBT eine ziemlich wirksame Maßnahme darstellt, bringt sie inhärente chirurgische Risiken mit sich und erfordert eine mehrwöchige, häufig schmerzhafte Rekonvaleszenz. Allein in den Vereinigten Staaten unterziehen sich jährlich etwa 150.000 bis 200.000 Menschen einer Operation am offenen Herzen.
1977 erfolgte mit der Einführung einer Technik, die als perkutane transluminale Coronarangioplastie (PTCA) bekannt ist, ein bedeutender Fortschritt bei der Behandlung atherosklerotische Coronararterienerkrankungen. Die PTCA umfaßt die retrograde Einführung eines Katheters mit einem kleinen expandierbaren Ballon an seiner Spitze von einer Arterie im Arm oder Bein aus bis zu der Stelle des Gefäßverschlusses. Der Katheter wird unter direkter fluoroskopischer Führung durch die Arterien schlängelnd hindurchgeleitet und durch die luminale Verengung des Gefäßes geführt. Nach Plazierung wird der Katheterballon auf einen Druck von mehreren Atmosphären aufgeblasen. Dies führt zu einem "Aufbrechen", einer "plastischen" oder anderen mechanischen Verformung der Läsion oder des Gefäßes unter nachfolgender Erhöhung des Querschnitts. Dies bedingt wiederum eine Verringerung der Verstopfung und der transläsionalen Druckgradienten und eine Erhöhung des Blutdurchflusses.
Die PTCA ist eine extrem wirksame Behandlung bei einer relativ geringen Erkrankungsrate und wurde schnell zur Haupttherapie bei der Behandlung atherosklerotischer Coronarerkrankungen in den Vereinigten Staaten und der gesamten Welt. Beispielsweise hat die Zahl der PTCA-Fälle seit ihrer Einführung im Jahre 1977 gegenwärtig in den Vereinigten Staaten 150.000 Fälle pro Jahr überschritten und zum erstenmal 1987 die Zahl der durchgeführten Bypass- Operationen überstiegen. Darüber hinaus ist als Ergebnis einer PTCA bei weniger als 4% der Patienten eine Coronararterien-Bypassnotoperation erforderlich. Typischerweise ist Atherosklerose eine diffuse Arterienerkrankung unter gleichzeitiger unregelmäßiger Einbeziehung mehrerer Coronararterien. Patienten mit diesem Typ einer weitverbreiteten Coronareinbeziehung werden nun infolge technischer Fortschritte und einer gestiegenen klinischen Erfahrung behandelt, obwohl sie früher nicht als Kandidaten für eine Angioplastie angesehen wurden.
Trotz der wesentlichen therapeutischen Fortschritte bei der Behandlung einer Coronararterienerkrankung, die eine PTCA darstellt, wird ihr Erfolg durch die Ausbildung einer abermaligen Gefäßverengung oder eines abermaligen Verschlusses nach Ausdehnung beeinträchtigt. Während einer Dauer von Stunden oder Tagen nach einem Eingriff kann bei bis zu 10% der Fällen ein abermaliger signifikanter Totalgefäßverschluß auftreten. Dies wird als "abrupter abermaliger Verschluß" bezeichnet. Die üblichere und Haupteinschränkung für PTCA ist jedoch das Auftreten eines stufenweisen Zurückverwandelns des Gefäßes in seinen verschlossenen Zustand unter Verlorengehen eines jeglichen, durch dieses Vorgehen erreichten Gewinns.
Dieser stufenweise, eine abermalige Verengung darstellende Vorgang wird als "Restenose" bezeichnet. Untersuchungen im Anschluß an eine PTCA berichten über ein 10 bis 50%iges Auftreten (im Mittel etwa 30%) einer Restenose in Fällen einer anfänglich erfolgreichen Angioplastie. Untersuchungen über den zeitlichen Verlauf einer Restenose haben gezeigt, daß sie typischerweise ein Frühphänomen ist, das nahezu ausschließlich innerhalb von sechs Monaten nach einer Angioplastie auftritt. Jenseits der Sechsmonatsgrenze ist das Auftreten einer Restenose ziemlich selten. Trotz jüngster pharmakologischer und verfahrensmäßiger Fortschritte wurde bei der Verhinderung entweder eines abrupten abermaligen Verschlusses oder einer Restenose im Anschluß an eine Angioplastie kaum ein Erfolg erzielt.
Restenose wurde sogar durch die zunehmende Verwendung einer Mehrgefäß-PTCA zur Behandlung einer komplexen Coronararterienerkrankung noch signifikanter. Restenoseuntersuchungen in Fällen einer Mehrgefäß-PTCA zeigen, daß nach einer Multiläsionsaufweitung das Risiko eines Auftretens mindestens einer wiederkehrenden Coronarläsion im Bereich von 26 bis 54% liegt und somit über dem Prozentsatz, der für eine Eingefäß- PTCA berichtet wird, zu liegen scheint. Darüber hinaus nimmt das Auftreten einer Restenose parallel mit der Stärke einer vor einer Angioplastie vorhandenen Gefäßverengung zu. Dies ist angesichts der wachsenden Verwendung einer PTCA zur steigenden Behandlung komplexer Mehrgefäß-Coronararterienerkrankungen wichtig.
Die 30%ige mittlere Gesamtrestenoserate bedingt signifikante Kosten einschließlich einer Patientenmorbidität und Risiken, sowie ökonomische medizinische Kosten hinsichtlich einer nachfolgenden medizinischen Pflege, eines wiederholten Krankenhausaufenthalts und einer abermaligen Katheterisierung und Angioplastie. Insbesondere konnten im Vorfeld jüngster Entwicklungen wiederkehrende Restenosen im Anschluß an mehrfach wiederholte Angioplastieversuche lediglich durch eine Herzoperation mit den obengenannten inhärenten Risiken in Ordnung gebracht werden.
1987 führten schweizer Erfinder einen als "Intracoronarplastik" bezeichneten mechanischen Ansatz für eine Humancoronararterienrestenose ein. Ein Intracoronarstent ist eine röhrenförmige Vorrichtung aus einem feinen Drahtnetz, typischerweise nichtrostendem Stahl. Die schweizer Erfinder bedienten sich eines Stents der Wallsten-Ausgestaltung, wie in der US-A-4 665 771 offenbart und beansprucht ist. Die Vorrichtung kann in einer derartigen Weise ausgestaltet sein, daß sie einen geringen Querschnitt aufweist. In diesem einen geringeren Querschnitt aufweisenden Zustand wird das Netz in oder auf einen dem vorher für eine PTCA verwendeten Katheter ähnlichen Katheter auf- bzw. eingesetzt. Der Stent wird anschließend an die zu behandelnde Stelle des Gefäßbereichs gebracht. Einmal in Position wird der Drahtnetzstent freigesetzt und sich auf die gewünschte Querschnittsfläche ausdehnengelassen, die im allgemeinen dem Innendurchmesser des Gefäßes entspricht. Ähnliche feste Stents sind auch in der US-A-3 868 956 von Alfidi et al offenbart.
Der aus Metall bestehende Stent wirkt als permanentes intravaskuläres Gerüst. Infolge seiner Materialeigenschaften liefert der metallische Stent Strukturstabilität und eine direkte mechanische Trägereigenschaft für die Gefäßwand. Stents der Wallsten-Ausgestaltung sind infolge ihrer helikalen "Feder"-Geometrie selbstausdehnend. Jüngst führten amerikanische Erfinder geschlitzte Stahlrohre und einen großen Umfang aufweisende Federausgestaltungen ein. Diese werden durch Ausüben eines direkten radialen mechanischen Drucks, der von einem Ballon an der Katheterspitze hervorgebracht wird, entfaltet. Eine derartige Vorrichtung und ein derartiges Vorgehen sind in der US-A-4 733 665 von Palmaz beansprucht. Trotz der signifikanten Einschränkungen und der möglicherweise ernsten Komplikationen, die im folgenden diskutiert werden, war dieser Gefäßplastiktyp bei einer nahezu 100%igen akuten Durchgängigkeitsrate und einer merklichen Verringerung der Restenoserate erfolgreich.
Die mit permanenten Implantaten, beispielsweise der Palmaz- Vorrichtung, verbundenen Komplikationen rühren sowohl von der Materialwahl, d.h. dem Metall oder nichtrostenden Stahl, sowie von den inhärenten Ausgestaltungsmängeln bei den Gefäßplastiken her. Die Haupteinschränkung liegt in der permanenten Anordnung eines nicht reparierbaren, nicht abbaubaren Fremdkörpers in einem Gefäß zur Bekämpfung einer Restenose, die vorwiegend auf die sechsmonatige Zeitdauer nach einer Angioplastie begrenzt ist. Alle dauerhaften Implantate sind jedoch im allgemeinen mit inhärenten signifikanten Risiken behaftet. Darüber hinaus haben jüngste Studien gezeigt, daß eine Atrophie der Media, d.h. der mittleren arteriellen Schicht eines Gefäßes, als spezielle Komplikation, die mit einer metallischen Gefäßplastik infolge der kontinuierlichen seitlichen Expansionskräfte, die nach einer Implantation ausgeübt werden, verbunden sind, vorkommen kann.
Diese Probleme sind bei der Anordnung eines permanenten metallischen Fremdkörpers in dem mit dem Herzmuskel verbundenen Gefäßbaum noch akuter. Coronararterien unterliegen den extremsten Leistungsanvorderungen, die eine kontinuierliche nicht eingeschränkte Durchgängigkeit bei einem nicht eingeschränkten Fluß während des Lebens des Patienten erfordern. Ein Versagen dieses Systems führt zu einem Herzmuskelinfarkt (Herzattacke) und zum Tod. Darüber hinaus verstärken die Torsions- und weitere in mehrere Richtungen weisenden Beanspruchungen, die im Herzen infolge seiner kontinuierlichen oszillierenden/cyclischen Bewegung auftreten, weiter die mit einem permanenten, steifen metallischen intraarteriellen Implantat in dem Coronarbett verbundenen Risiken.
Es wurde beobachtet, daß in manchen Fällen eine wiederholte intravaskuläre Verengung nach einer Anordnung eines Stents in Gefäßen während eines Zeitraums von mehreren Wochen bis mehreren Monaten auftrat. Typischerweise tritt dies "um den Stent herum", d.h. unmittelbar stromauf oder stromab des Stents auf. Es wurde vermutet, daß dies möglicherweise mit der mangelnden Abstimmung des Gefäßes und des Stents zusammenhängt. Dies wird manchmal als "nicht Zusammenpassen" bezeichnet. Neben den Abstimmungsmängeln kann ein weiterer wichtiger Mechanismus, der zu einer Verengung des Lumens oberhalb oder unterhalb des Stents führt, in den Veränderungen der Scherkräfte und Flüssigkeitsströme, die entlang der scharfen Übergänge an der Grenzfläche Stent/Gefäß auftreten, liegen. Weitere unterstützende Beweise wurden aus Untersuchungen an Gefäßplastiken erhalten, die ein stärkeres Auftreten einer Thrombose und eines schließlichen Lumenverschlusses, der auch mit einer merklichen Mißabstimmung verbunden ist, eröffnen.
Bis heute wurden bekannte Stentausgestaltungen, d.h. ein röhrenförmiges, aus einem Draht bestehendes helikales oder federförmiges Netzprodukt, empirisch ohne Berücksichtigung oder Bestimmung ihrer radialen Steifigkeit in großem Rahmen geschaffen. Jüngste Untersuchungen bezüglich einer Messung der relativen radialen Drucksteifigkeit bekannter aus Draht bestehender Stents ergaben im Vergleich mit physiologisch unter Druck gesetzten Arterien, daß die ersteren viel steifer sind als das tatsächliche biologische Gewebe. Diese Untersuchungen stützen das Konzept einer geringen mechanischen Biokompatibilität gegenwärtig verfügbarer Stents.
Eine herkömmliche aus Metall bestehende Gefäßplastik ist in starkem Maße beschränkt einsetzbar, da sie vorrichtungsabhängig ist und unzählige einzelne Stents sowie mehrfach ausdehnbare Katheter unterschiedlicher Längen und Größen erfordert, um einzelnen Anwendungen zu genügen. Darüber hinaus liefern aus Metall bestehende Stents einen relativ starren nichtflexiblen Strukturträger, der zu den verschiedensten endoluminalen Geometrien, komplexen Oberflächen, luminalen Biegungen, Kurven oder Gabelungen nicht paßt.
Diese genannten Risiken und Einschränkungen metallischer Stents haben ihre Verwendung bei Coronararterienanwendungen stark begrenzt. Seit 1988 besteht ein teilweises selbst-auferlegtes Moratorium bei der Verwendung helikaler aus Metall bestehender Stents zur Behandlung menschlicher Coronararterienerkrankungen. Jüngst wurde in den Vereinigten Staaten ein federartige Drahtspulenstent lediglich zur kurzzeitigen Verwendung als Notfallvorrichtung für Patienten mit irreparabel verschlossenen Coronararterien nach einer schiefgegangenen PTCA gebilligt, weil es sich um eine Übergangslösung für eine Bypassnotoperation handelt. Nun wurde eine Alternative zur Verwendung von Stents gefunden, die über die Verwendung bei Coronararterienanwendungen hinausgehende breite Anwendungen besitzt, um Hohlorgane offen und in guter Gesundheit zu halten.
Die US-A-4 696 195 betrifft eine Vorrichtung zur Entfernung eines arteriellen Verschlusses. Sie offenbart jedoch nicht die Anwendung einer polymeren Überzugmanschette bei Arterien.

Zusammenfassung der Erfindung

Die vorliegende Erfindung liefert eine Lösung des Restenoseproblems im Anschluß an eine Angioplastie, ohne neue mit metallischen Stents verbundene Probleme hervorzurufen. Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist insbesondere eine neue Kathetervorrichtung zur endoluminalen Auskleidung und Abdichtung (PEPS), die eine Applikation eines Polymermaterials auf die Innenfläche des betroffenen Blutgefäßes gewährleistet. Gemäß der vorliegenden Erfindung entsprechend der Beschreibung in den Patentansprüchen 1 und 5 wird ein Polymermaterial entweder in Form einer Monomer- oder Präpolymerlösung oder als ein zumindestens teilweise vorgeformtes Polymerprodukt in das Lumen des Blutgefäßes eingeführt und an die Stelle der ursprünglichen Stenose gebracht. Das Polymerprodukt wird anschließend rekonfiguriert, um mit der Innenfläche des Blutgefäßes derart in Einklang zu stehen und innigen Kontakt damit zu halten, daß ein auskleidender und versiegelnder Überzug erreicht wird.
Der PEPS-Ansatz ist nicht auf die Verwendung in Verbindung mit einer Restenose begrenzt, sondern er kann auch bei irgendeinem anderen Hohlorgan wirksam eingesetzt werden, um für eine lokale strukturelle Unterstützung, eine glatte Oberfläche, einen verbesserten Fluß und eine Versiegelung von Läsionen zu sorgen. Darüber hinaus kann das polymere Auskleidungs- und Versiegelungsmaterial therapeutische Mittel, wie Arzneimittel, Arzneimittel liefernde Zellen, Zellregenerationsfaktoren oder sogar Vorläuferzellen desselben Typs wie das betreffende Organ oder davon histologisch unterschiedliche Zellen zur Beschleunigung eines Heilungsprozesses enthalten. Derartige Materialien mit darin enthaltenen therapeutischen Mitteln können wirksam zur Beschichtung oder zum Verschluß von operativ oder traumatisch gebildeten Lumina bei normalerweise festen Organen sowie den nativen oder durch Erkrankung bedingten Lumina von hohl- oder röhrenförmigen Organen verwendet werden.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt die amorphe Geometrie des PEPS-Polymerüberzugs vor und nach einem Verteilen;
Fig. 2 zeigt eine sternförmige Geometrie des PEPS-Polymerüberzugs vor und nach einem Verteilen;
Fig. 3 zeigt einen auf "eine" Wand applizierten linearen federförmigen Polymerstreifen vor und nach Verteilen;
Fig. 4 zeigt einen großen Flecken eines aufgesprühten Polymermaterials vor und nach Verteilen;
Fig. 5 zeigt eine poröse röhrenförmige Geometrie vor und nach Verteilen;
Fig. 6 zeigt eine Punktgeometrie des PEPS-Verfahrens vor und nach Verteilen;
Fig. 7 zeigt eine spiralförmige Anwendung des PEPS-Verfahrens vor und nach Verteilen;
Fig. 8 zeigt eine bogenförmige (radiale, bogenartige) Flekkengeometrie des PEPS-Polymers vor und nach Verteilen;
Fig. 9 zeigt ein Verfahren zur PEPS-Verwendung zur Behandlung eines künstlich erzeugten Gewebelumens;
Fig. 10 zeigt zwei Lumenkatheter gemäß der vorliegenden Erfindung;
Fig. 11 zeigt Oberflächenkonturen expandierbarer Elemente, die bei erfindungsgemäßen Kathetern verwendet werden können;
Fig. 12 zeigt drei erfindungsgemäße Katheter;
Fig. 13 zeigt vier Lumina aufweisende Katheter gemäß der vorliegenden Erfindung;
Fig. 14 zeigt fünf Lumina aufweisende Katheter gemäß der vorliegenden Erfindung;
Fig. 15 zeigt sechs Lumina aufweisende Katheter gemäß der vorliegenden Erfindung;
Fig. 16 zeigt sieben Lumina aufweisende Katheter gemäß der vorliegenden Erfindung;
Fig. 17 zeigt eine distal umschließenden Katheter und einen Polymerabgabekatheter in einem Gefäß;
Fig. 18 zeigt den Querschnitt einer Polymermanschette vor Einfügen in ein Blutgefäß, die Manschette nach Einfügen in das Gefäß und nach Ausdehnen;
Fig. 19 ist ein Querschnittsvergleich einer Polymermanschette zu Anfang und einer expandierten Polymermanschette;
Fig. 20 zeigt ein auf ein Netz aufgebrachtes diskontinuierliches Polymermaterial, das auf einen Katheter mit einer zurückschiebbaren Hülle aufgebracht worden ist; und
Fig. 21 zeigt Veränderungen bei Öffnungen für eine Polymerabgabe an ein Gewebelumen.

Detaillierte Beschreibung der Erfindung

Im allgemeinen umfaßt eine PEPS ein Einführen eines Polymermaterials an eine ausgewählte Stelle in einem Lumen im Gewebe, d.h. ein Organ, eine Organkomponente oder eine hohle Komponente eines Organismus, und eine nachfolgende Rekonfiguration des Polymermaterials unter Ausbildung einer Versiegelung im innigen und übereinstimmenden Kontakt mit der Innenfläche oder einer Bepflasterung der Innenfläche. Der Ausdruck "Versiegeln" oder "Versiegelung" bedeutet hier und im folgenden einen Überzug einer ausreichend geringen Porosität, so daß der Überzug eine Absperrfunktion ausübt. Der Ausdruck "Auskleiden" betrifft Überzüge, die porös oder perforiert sind. Durch geeignete Auswahl des verwendeten Polymermaterials und der Konfiguration des Überzugs oder der Auskleidung bildet die PEPS ein in einzigartiger Weise anpassungsfähiges Verfahren, das so verwendet werden kann, wie es eine gegebene biologische oder klinische Situation erfordert.
Die grundlegenden Anforderungen an das bei dem PEPS-Verfahren zu verwendende Polymermaterial sind Biokompatibilität und die Fähigkeit, unter Bedingungen, die in vivo erreicht werden können, chemisch oder physikalisch rekonfiguriert zu werden. Derartige Rekonfigurationsbedingungen können ein Erwärmen, Kühlen, eine mechanische Verformung, beispielsweise ein Strecken, oder chemische Reaktionen, wie eine Polymerisation oder Vernetzung, umfassen.
Geeignete Polymermaterialien zur Verwendung in der vorliegenden Erfindung umfassen Polymere und Copolymere von Carbonsäuren, wie Glykolsäure und Milchsäure, Polyurethane, Polyester, wie Poly(ethylenterephthalat), Polyamide, wie Nylon, Polyacrylnitrile, Polyphospazine, Polylactone, wie Polycaprolacton, und Polyanhydride, wie Poly[bis(p-carboxyphenoxy)propananhydrid], sowie weitere Polymere oder Copolymere, wie Polyethylen, Polyvinylchlorid und Ethylenvinylacetat.
Weitere bioabsorbierbare Polymere können auch entweder einzeln oder in Kombination verwendet werden. Ferner können Homopolymere und Copolymere von delta-Valerolacton und p- Dioxanon sowie ihre Copolymere mit Caprolacton verwendet werden. Des weiteren können derartige Polymere mit bis-Caprolacton vernetzt werden.
Vorzugsweise bedient sich die PEPS bioabbaubarer Polymere mit speziellen Abbaueigenschaften, die eine ausreichende Lebensdauer für die spezielle Anwendung gewährleisten. Wie oben ausgeführt, ist eine sechsmonatige Lebensdauer zur Verwendung bei der Verhinderung einer Restenose wahrscheinlich ausreichend. Kürzere oder längere Zeitdauern können für andere therapeutische Anwendungen geeignet sein.
Das von Schindler in der US-A-4 702 917 offenbarte und beanspruchte Polycaprolacton, auf das hier Bezug genommen wird, ist ein in hohem Maße geeignetes bioabsorbierbares Polymer zur Verwendung im PEPS-Verfahren, insbesondere zur Verhinderung einer Restenose. Polycaprolacton besitzt eine geeignete mechanische Festigkeit und ist selbst unter Abschreckbedingungen in höchstem Maße kristallin. Trotz seiner Strukturstabilität ist Polycaprolacton viel weniger steif als die in herkömmlichen Gefäßplastiken verwendeten Metalle. Dies minimiert das Risiko einer akuten Gefäßwandbeschädigung durch scharfe oder rauhe Kanten. Des weiteren behält das Polycaprolacton, sobald es seine kristalline Struktur ausgebildet hat, einen konstanten Außendurchmesser bei. Dies beseitigt die oft mit bekannten helikalen oder federartigen Metallstents verbundenen Risiken, daß die Stents nach einem in vivo-Expandieren dazu neigen, sich unter Erhöhung des Drucks auf die Gefäßwand weiter auszudehnen.
Die Bioabsorptionsgeschwindigkeit von Polycaprolacton ist für diese Anwendung ideal. Das Abbauverfahren dieses Polymers wurde gut charakterisiert. Das erste Abbauprodukt ist die nicht teilchenförmige, nicht toxische 6-Hydroxyhexansäure, die wenig sauer ist. Die Bioabbauzeit von Polycaprolacton kann durch Zugabe verschiedener Copolymere eingestellt werden.
Polycaprolacton ist das bevorzugte Polymer zur Verwendung im PEPS-Verfahren, da es eine vorteilhafte klinische Akzeptanz erreicht hat und sich in einer fortgeschrittenen Stufe der Genehmigung durch die FDA befindet. Polycaprolacton weist einen Kristallschmelzpunkt von 60ºC auf und kann in vivo über eine Vielzahl von Techniken, die ein vorübergehendes Erwärmen und wechselnde Grade einer mechanischen Verformung oder Applikation gemäß den Anforderungen der einzelnen Situationen ermöglichen, verteilt werden. Dies unterscheidet es merklich von anderen bioabsorbierbaren Polymeren, wie Polyglycolid und Polylactid, die bei viel höheren Temperaturen von 180ºC schmelzen und höhere technische Zwänge auferlegen, was eine Polymerausbildung durch das Abgabesystem ohne Beschädigung des Gewebes durch Einwirken übermäßig hoher Temperaturen oder mechanischer Kräfte betrifft.
Leong et al., J. Biomed. Mat. Res. 19, 941-955 (1985) beschrieben, daß Polyanhydride als Arzneimittelträgermatrizen verwendbar sind. Diese Materialien weisen häufig ziemlich niedrige Glasübergangstemperaturen, in einigen Fällen nahe der normalen Körpertemperatur, auf, so daß sie unter lediglich minimaler lokaler Erwärmung mechanisch verformbar werden. Des weiteren eröffnen sie in Abhängigkeit von dem speziellen verwendeten Polymer Erosionszeiten, die zwischen mehreren Monaten und mehreren Jahren variieren.
Die Polymermaterialien können in üblichen Ausgestaltungen mit wechselnden Dicken, Längen und dreidimensionalen Geometrien (beispielsweise als Fleck, Stern, in linearer, zylindrischer, bogenförmiger oder Spiralform) zur Erreichung der in den Fig. 1 bis 8 dargestellten wechselnden Endgeometrien eingesetzt werden. Ferner kann eine PEPS dazu verwendet werden, das Polymer auf die Innenflächen hohler, hohlförmiger oder röhrenförmiger biologischer Strukturen (entweder natürlich oder künstlich ausgebildet) in einer oder mehrere Polymerschichten zu applizieren. Die PEPS kann ferner - sofern sie geeignet ist - dazu verwendet werden, ein Gewebelumen vollständig zu verschließen.
Die bei einer PEPS verwendeten Polymermaterialien können mit den verschiedensten therapeutischen Mitteln zur Abgabe an der richtigen Stelle kombiniert werden. Beispiele zu Verwendung bei Coronararterienanwendungen sind antithrombotische Mittel, wie Prostacyclin und Salicylate, thrombolytische Mittel, wie Streptokinase, Urokinase, Gewebeplasminogenaktivator (TPA) und ein anisoylierter Plasminogen-Streptokinaseaktivatorkomplex (APSAC), Vasodilatadoren, d.h. Nitrate, den Calciumkanal blockierende Arzneimittel, Antiwucherungsmittel, d.h. Colchicin und alkylierende Mittel, intercalierende Mittel, das Wachstum modulierende Faktoren, wie Interleukine, den Transformationswachstumsfaktor β und Verwandte des von Blutplättchen abgeleiteten Wachstumsfaktors, gegen Wachstumsfaktoren gerichtete monoclonale Antikörper, sowohl steroide als auch nicht steroide entzündungshemmende Mittel, sowie weitere Mittel, die den Gefäßtonus, die Funktion, eine Arteriosklerose sowie das Heilungsansprechen auf eine Gefäß- oder Organverletzung nach einem Eingriff modulieren können. Bei Anwendungen, in denen mehrere Polymerschichten verwendet werden, können unterschiedliche pharmakologische Mittel in unterschiedlichen Polymerschichten verwendet werden. Darüber hinaus kann eine PEPS dazu verwendet werden, eine Arzneimittelabgabe örtlich begrenzt in der Gefäßwand, d.h. in der Media, zu bewirken.
Das erfindungsgemäße Polymermaterial kann ferner lebende Zellen enthalten, die verschiedensten Zwecken dienen können. Beispielsweise können die Zellen ausgewählt oder tatsächlich unter Verwendung der Prinzipien einer rekombinanten DNA- Technologie so ausgestaltet werden, daß sie spezielle Mittel, wie Wachstumsfaktoren, bilden. Auf diese Weise kann ein therapeutisches Mittel ohne Bedenken hinsichtlich Stabilität, anfängliche Überdosierung und dgl. kontinuierlich neu zugeführt werden.
In das Polymermaterial eingearbeitete Zellen können auch Vorläuferzellen, die dem Gewebetyp in dem behandelten Lumen entsprechen, oder andere Zellen, die einen therapeutischen Vorteil liefern, sein. Beispielsweise können in dem Polymermaterial in einem in der Leber eines Patienten erzeugten Lumen zur Regeneration und zum Verschluß dieses Lumens verwendet wird, Leberzellen eingearbeitet sein. Dies kann in einem Fall, in dem sich Narbengewebe oder anderes erkranktes (beispielsweise an Zirrhose, Fibrose, einer cystischen Erkrankung oder Malignität) oder nicht funktionelles Gewebesegment in der Leber oder einem anderen Organ gebildet hat und entfernt werden muß, eine geeignete Therapie sein. Das Verfahren zur Durchführung einer derartigen Behandlung (schematisch in Fig. 9 dargestellt) umfaßt ein Einführen eines Katheters 91 in ein Lumen 92 im Inneren eines erkrankten Organsegments 93. Das Lumen 92 kann ein natürliches Gefäß oder ein vom Menschen geschaffenes Lumen, beispielsweise ein durch einen Laser gebildeter Hohlraum, sein. Der Katheter 91 wird zur Einführung eines Polymerpfropfens 94 in das Lumen 92 verwendet. Der Katheter wird anschließend unter Zurücklassen des Pfropfens 94 an der (gewünschten) Stelle, um als Herd für ein neues Wachstum zu diesen, das aus Zellen stammt, die zusammen mit dem Polymerpfropfen 94 implantiert worden sind, entfernt. Wenn eine röhrenförmigere Struktur angestrebt wird, kann der Pfropfen 94 in geeigneter Weise rekonfiguriert werden.
Optionale Zusätze zu dem Polymermaterial, wie Barium-, Iod- oder Tantalsalze zur Schattenbildung im Röntgenbild, erlauben eine Sichtbarmachung und Beobachtung der Beschichtung.
Die PEPS-Technik umfaßt vorzugsweise die perkutane Applikation eines Polymermaterials, vorzugsweise eines bioabbaubaren Polymers, beispielsweise Polycaprolacton, entweder alleine oder im Gemisch mit anderen bioabbaubaren Polymermaterialien, die gegebenenfalls verschiedene Arzneimittel zur gesteuerten verzögerten Freigabe des Arzneimittels oder zur selektiven, einen löslichen Faktor betreffenden Adsorption und zum selektiven Einfangen desselben enthalten können. Das Polymermaterial wird typischerweise unter Verwendung kombinierter thermischer und mechanischer Maßnahmen zur Manipulation des Polymermaterials auf die Innenseite eines Organs appliziert. Obwohl die PEPS während einer Operation verwendet werden kann, wird sie im allgemeinen ohne die Notwendigkeit einer Operation unter Verwendung eines bestimmten Kathetertyps, beispielsweise neuer Modifikationen der oben für PTCA beschriebenen bekannten Kathetertechnologie angewendet. Die PEPS wird vorzugsweise unter Verwendung eines einzelnen Katheters mit mehreren Ballonen und Lumina durchgeführt. Der Katheter sollte einen relativ geringen Querschnitt aufweisen. Typischerweise kann ein langer dünner röhrenförmiger Katheter, der unter Verwendung einer fluoroskopischen Führung gehandhabt wird, tief in das Innere eines Organs oder von Gefäßbereichen eindringen.
Das Polymer kann im Inneren des Gefäßes oder Organs von der Oberfläche oder Spitze des Katheters weg verteilt werden. Alternativ kann das Polymer derart auf einem Ballon, beispielsweise dem eines Standardangioplastieballonkatheters, angeordnet werden. Darüber hinaus kann das Polymer durch Aufsprühen, Extrudieren oder andere interne Abgabe des Polymers über eine lange biegsame röhrenförmige Vorrichtung aus so vielen Lumina, wie die jeweilige Anwendung es erfordert, appliziert werden.
Die einfachste PEPS-Beschichtung ist ein kontinuierliches Beschichten eines gewünschten Bereichs eines Gewebelumens. Ein derartiges Beschichten kann mit einem einfachen, zwei Lumina aufweisenden Katheter, beispielsweise den in Fig. 10 dargestellten Kathetern, erfolgen. In Fig. 10a besteht ein geeigneter Katheter aus einem röhrenförmigen Körper 100 mit einem proximalen Ende 101 und einem distalen Ende 102. Das Innere des röhrenförmigen Körpers 100 ist in zwei Leitungen 103 und 104 unterteilt, die sich vom proximalen Ende 101 zu den Öffnungen 105 und 106 im röhrenförmigen Körper erstrekken (Fig. 10b und 10c). Die Leitungen 103 und 104 verbinden die Öffnungen 105 und 106 mit dem proximalen Ende 101 des röhrenförmigen Körpers 100 und erlauben somit einen Flüssigkeitsstrom zwischen diesen Teilen. Die proximalen Enden der Leitungen 103 und 104 sind vorzugsweise mit Verbindungsstücken 108 ausgerüstet, die eine Verbindung mit Vorratsflüssigkeit erlauben. Druckverbindungen, wie Luer(R)-Verschlüsse, sind geeignet.
Der Katheter kann ferner Markierungen 109 in einer oder mehreren Richtungen umfassen, um ein Anordnen des Katheters zu unterstützen. Diese Markierungen können beispielsweise fluoroskopische radioopake Banden sein, die an dem röhrenförmigen Körper 100 durch Wärmeversiegeln fixiert worden sind.
Der in Fig. 10b und 10c dargestellte Katheter weist ein dehnbares Element in Form eines aufblasbaren Ballons 107 auf, der sich über der distalen Öffnung 105 befindet. Bei Verwendung wird eine mindestens teilweise vorgeformte Polymerschicht oder Teilschicht auf dem Ballon 107 angeordnet und der Katheter an die geeignete Stelle im Gewebelumen eingeführt. Ein Flüssigkeitsstrom durch die Leitung 103 führt zu einem Aufblasen des Ballons 107 und einem Dehnen und Verformen der Polymerschicht, bis sie mit den Wänden des Gewebelumens in Berührung gelangt. Die andere Öffnung 105 und die Leitung 103 werden verwendet, um die Rekonfiguration der Polymermanschette zu steuern, beispielsweise durch Zuführen eines Stroms einer erwärmten Flüssigkeit, um die Manschette zu erweichen und sie bereitwilliger dehnbar zu machen oder eine Polymerisation einer teilweise polymerisierten Manschette zu stimulieren.
Veränderungen an diesen beiden, zwei Lumina aufweisenden Basiskathetern können durchgeführt werden. Beispiele hierfür sind in den Fig. 10d und 10e dargestellt. Beispielsweise ist in Fig. 10d ein formbarer Draht an der Spitze des Katheters zur Unterstützung einer Einführung und einer traumatischen und gesteuerten Passage durch den Organismus, d.h. um als Führungsdraht zu dienen, befestigt. In Fig. 10e ist das dehnbare Element als Teil des röhrenförmigen Körpers in Form eines kontinuierlichen Elements, vorzugsweise als Elementeinheit, untergebracht. In diesem Fall dehnt sich die distale Spitze 107a des Katheters in Ansprechen auf einen Flüssigkeitsstrom in der Leitung 103 aus. Die Leitung 104 kann durch Binden eines Stücks desselben oder eines unterschiedlichen Materials in oder auf dem extrudierten Katheterkörper in röhrenförmiger Form ausgebildet werden. Dieser Ausgestaltungstyp kann auch in den im folgenden dargestellten komplizierteren, mehrere Lumina aufweisenden Kathetern verwendet werden.
Das Polymermaterial kann die Form einer Manschette annehmen, die so ausgestaltet ist, daß sie zusammen mit dem Katheter in das Gewebelumen ohne Schwierigkeiten eingeführt werden kann und anschließend auf der Wand des Lumens unter Bildung des Überzugs verteilt werden kann. Diese Verteilung kann beispielsweise durch Aufblasen eines Ballons, beispielsweise eines Ballons 107 unter Verwendung eines Flüssigkeitsstroms durch eine Leitung 103, erfolgen. Das Aufblasen des Ballons 107 dehnt die Polymermanschette, so daß sie gegen die Wände des Gewebelumens gepreßt wird und eine der Lumenwand entsprechende Form annimmt. Diese Form wird anschließend fixiert und der Katheter unter Zurücklassen der Polymerauskleidung oder -versiegelung auf der Lumenwand entfernt.
Das Verfahren zur Fixierung der Form des Polymermaterials kann in Abhängigkeit vom Charakter des ursprünglichen Polymermaterials auf verschiedene Arten bewerkstelligt werden. Beispielsweise kann ein teilweise polymerisiertes Material unter Verwendung des Ballons expandiert werden, worauf die Bedingungen so eingestellt werden, daß beispielsweise durch Erhöhung der lokalen Temperatur oder durch Einwirkenlassen einer UV-Strahlung durch eine optische Faser eine Polymerisation vollendet wird. Zur Erweichung einer vollständig polymerisierten Manschette zur Gewährleistung einer Expansion und leichten Rekonfiguration sowie lokalen Ausformung kann auch eine Temperaturerhöhung dienen. Nach Entfernung der Wärmequelle würde das Material in der expandierten Position "gefrieren". Selbstverständlich ist kein spezielles Fixieren erforderlich, wenn die Polymermanschette aus einem Kunststoffmaterial besteht, das sich beim Strecken dauerhaft verformt (beispielsweise Polyethylen, Polyethylenterephthalat, Nylon oder Polyvinylchlorid).
Wie in Fig. 10b dargestellt, kann ein lokales Erwärmen durch Einströmenlassen einer erwärmten Flüssigkeit direkt in das Gewebelumen erfolgen. Eine thermische Steuerung kann auch vorgesehen werden. Man bedient sich dazu jedoch eines Flüssigkeitsstroms durch oder in das dehnbare Element oder eines "undichten", teilweise perforierten Ballons derart, daß die Temperatursteuerflüssigkeit das dehnbare Element durchströmt oder eines elektrischen Widerstandserwärmens unter Verwendung eines Drahts, der entlang der Länge des Katheterkörpers in Kontakt mit den Widerstandserwärmungselementen verläuft. Dieser Typ eines Heizelements kann sich eines Gleichstroms oder Hochfrequenzstroms oder einer externen Hochfrequenz- oder Mikrowellenstrahlung bedienen. Weitere Verfahren zur Temperatursteuerung können durchgeführt werden. Hierzu gehören ein Lasererwärmen unter Verwendung einer internen optischen Faser (nackt oder mit einer Linse versehen) oder Thermonuklearelemente.
Neben der in Fig. 10 dargestellten glatten Form kann der zur Konfigurierung des Polymers verwendete Ballon weitere Oberflächenformen zur Ausbildung der Überzüge zur Schaffung spezieller polymerer Verteilungsmuster aufweisen. Beispielsweise kann der Ballon eine kugelförmige Form besitzen, die zur Verteilung von der Spitze einer Kathetervorrichtung vorgesehen ist (Fig. 11a). Eine derartige Anordnung wäre bevorzugt, wenn der Auskleidungsvorgang in einem Hohlraum im Gegensatz zu einem röhrenförmigen Organ durchgeführt wird. Der Ballon könnte auch an den Enden verdickt (Fig. 11c) oder im wesentlichen helikal (Fig. 11d) sein, so daß eine unterschiedliche Beschichtungsdicke entlang der Länge der ausgekleideten oder versiegelten Fläche gewährleistet ist. Eine derartige Konfiguration dürfte sich in einem Fall als vorteilhaft erweisen, in dem ein weiterer Strukturträger erwünscht ist und zur Minimierung eines Strömungszusammenbruchs eine spitz zulaufende Kante vorgesehen sein soll. Wechselnde Beschichtungsdicken, die für Rippen, die entlang der Länge des Gewebelumens verlaufen, sorgen, können unter Verwendung eines sternförmigen Ballons (Fig. 11e) erreicht werden. Dieser Typ eines Polymerüberzugs würde sich in einem Fall eignen, in dem ein zusätzlicher Strukturträger den Wünschen entsprechend mit kontinuierlicheren Strömungseigenschaften kombiniert wird. Darüber hinaus kann eine Ballonform in einigen Fällen eine Insertion erleichtern.
Variationen in der letztendlichen Konfiguration des PEPS- Überzugs können auch durch Verwendung komplexerer Verteilungen des Polymers auf dem dehnbaren Element erreicht werden. Beispielsweise kann das Polymer in Form einer perforierten röhrenförmigen Manschette, einer helikalen Manschette oder in Form diskontinuierlicher Elemente unterschiedlicher Formen vorliegen. Diese können an dem dehnbaren Element direkt, beispielsweise mit einem Klebstoff oder durch Saugwirkung durch Perforationen und dgl., oder an einem Überzug, beispielsweise einer auflösbaren gazeartigen oder Papierhülle (d.h. einem gesponnenen Saccharid) befestigt oder durch eine zurückziehbare poröse Hülle, die mit dem Katheter nach Applikation entfernt werden kann, in Position gehalten werden.
Beispielsweise zeigt Fig. 20a eine Reihe von Polymerpunkten. Diese Punkte sind in ein auflösbares Netzsubstrat eingebunden (Fig. 20b). Dieses Netz ist seinerseits um das dehnbare Element 107 eines erfindungsgemäßen Katheters gewickelt (Fig. 20c). Ein Beispiel für einen zwei Lumina aufweisenden Katheter ist in Fig. 20d (Bezugszahlen entsprechend Fig. 10b) dargestellt, in der eine zurückziehbare Hülle 205 die Polymerpunkte 206 zur Insertion umgibt. Wenn der Katheter die Applikationsstelle erreicht hat, wird die Hülle 205 zurückgezogen (Fig. 20e) und der Ballon 107 expandiert.
Es sei darauf hingewiesen, daß der in Fig. 10 dargestellte Katheter einen minimalistischen Ansatz für eine PEPS-Katheterausgestaltung darstellt und daß in dem Katheterkörper zur Bereitstellung von Leitungen zum Aufblasen von Positionierballonen, optischer Fasern, weiterer Polymerausformballonen, einer Temperatursteuervorrichtung und einer Passage von Steuer- oder Führungsdrähten und weiterer diagnostischer Vorrichtungen, beispielsweise eines Ultraschallkatheters, oder therapeutischer Vorrichtungen, beispielsweise eines Atherektomiekatheters oder einer anderen, eine Läsion modifizierenden Vorrichtung, weitere Lumina enthalten sein können. Beispielsweise können drei Lumina aufweisende Katheter (Fig. 12), vier Lumina aufweisende Katheter (Fig. 13), fünf Lumina aufweisende Katheter (Fig. 14), sechs Lumina aufweisende Katheter (Fig. 15) und sieben Lumina aufweisende Katheter (Fig. 16) verwendet werden. Ferner kann eine zurückziehbare Hülle vorgesehen sein, die sich während der Insertion zur Verhinderung einer vorzeitigen Abtrennung des Polymers von dem Katheter über dem Polymer erstreckt. Darüber hinaus können Katheter ausziehbare Bereiche aufweisen, so daß der Abstand zwischen den verschließenden Ballonen variiert werden kann.
Bei den in Fig. 15b dargestellten, sechs Lumina aufweisenden Kathetern sind beispielsweise die beiden Positionierballone 150 und 151 beide mit der Leitung 152 verbunden. Die Positionierballone 150 und 151 dienen dazu, die Position des röhrenförmigen Körpers 100 in einem Gewebelumen zu fixieren und den Teil des Gewebelumens zwischen ihnen, in dem die PEPS-Beschichtung durchgeführt werden soll, zu isolieren. Ein dehnbares Element 153 mit einem zirkulierenden Strom durch die Leitungen 154 und 155 ist vorgesehen. Dieses kann zur Gewährleistung einer Temperatursteuerung des isolierten Bereichs des Gewebelumens sowie dazu verwendet werden, den durch Expandieren einer Polymermanschette und einer anderen verteilten Form, die sich auf dem expandierbaren Element 153 befindet, ausgebildeten Polymerüberzug zu konfigurieren. Bei dem in Fig. 15 dargestellten Katheter wird eine Temperatursteuerlösung oder eine therapeutische Lösung günstigerweise durch eine Leitung 156 bereitgestellt, wobei eine Leitung 157 als Abflußleitung (oder umgekehrt) dient, um einen Flüssigkeitsstrom durch den isolierten Teil des Gewebelumens ("Superfusion") zu gewährleisten. Eine derartige Abflußleitung ist jedoch nicht erforderlich. So kann ein einfacher Infusionskatheter auf eine der Leitungen 156 oder 157 verzichten, wie es bei den fünf Lumina aufweisenden Ausgestaltungen der Fig. 14 ersichtlich ist. Die sechste Leitung 158 ist auch optional, sie kann jedoch für Führungsdrähte, für eine Passage einer diagnostischen oder therapeutischen Vorrichtung oder eine Perfusion distaler Flüssigkeit in vorteilhafter Weise verwendet werden. Wenn die Leitung 158 eine nahe beim Ballon 151 gelegene Öffnung aufweist, kann sie als Bypassleitung für eine passive Perfusion während eines Verschlusses verwendet werden.
Die Einarbeitung von Positionierballonen, die einen Bereich des Gewebelumens verschließen, in den Katheter ermöglicht die Verwendung von Lösungen von Monomeren oder Präpolymeren und Ausbildung einer in situ-Beschichtung. Wenn beispielsweise die in Fig. 13b dargestellten, vier Lumina aufweisenden Katheter betrachtet werden, sieht man, daß eine Isolierungszone durch die aufblasbaren Ballone 131 und 132 derart geschaffen wird, daß sie gegen das Gewebelumen drücken. Obwohl das dehnbare Element 133 zur Verformung einer Polymermanschette oder einer anderen Verteilungsform verwendet werden kann, kann es auch zur Festlegung der Größe und der Umweltbedingungen (beispielsweise Temperatur) des Lumenbereichs verwendet werden.
Die Applikation des Polymermaterials kann durch Extrudieren einer Lösung von Monomeren oder Präpolymeren durch die Öffnung 134 zur Beschichtung oder zum Füllen des Gewebelumens erfolgen. Die Ausbildung eines Polymerüberzugs kann durch Einführen von Vernetzungsmitteln oder Polymerisationskatalysatoren zusammen mit der Monomer- oder Präpolymerlösung und anschließendes Verändern der Bedingungen, derart, daß eine Polymerisation abläuft, gesteuert werden. Somit kann ein Einströmen der warmen Flüssigkeit in das dehnbare Element 133 die lokale Temperatur auf ein zur Induktion oder Beschleunigung einer Polymerisation ausreichendes Niveau erhöhen. Alternativ kann die kalte Monomer/Präpolymer-Lösung eingeleitet werden, wobei die Metabolismustemperatur ausreicht, um eine Polymerisation zu induzieren. Das andere Lumen 135 wirkt als Abflußleitung bei Superfusionsanwendungen.
Das Polymermaterial kann durch eine einfache Öffnung in der Seite des in Fig. 21a dargestellten Rohrs oder durch eine vergrößerte Öffnung (Fig. 21b) in das Gewebelumen eingeführt werden. Ferner kann eine in einer bestimmten Weise ausgeformte Düse, die von der Oberfläche des röhrenförmigen Körpers weg dehnbar ist (Fig. 21b), verwendet werden. Das Material kann extrudiert oder bezüglich des Strömungswegs zur Herbeiführung eines Versprühens eingeengt werden. Diese Einengung des Strömungswegs kann so eingestellt werden, daß der Sprühstrahl steuerbar ist. Darüber hinaus kann beispielsweise über ein piezoelektrisches Element zur Durchführung eines Versprühens eine lokalisierte Beschleunigung an der Spitze der Düse erfolgen.
Die erfindungsgemäß verwendbaren Katheterkörper können aus einem beliebigen bekannten Material, einschließlich Metallen, beispielsweise Stahl, und thermoplastischen Polymeren bestehen. Verschließende Ballone können aus verformbaren Materialien, wie Latex oder Silicon, oder nicht verformbaren Materialien, wie Polyethylenterephthalat (PET), hergestellt sein. Das dehnbare Element besteht vorzugsweise aus einem nicht dehnbaren Material, wie PET, PVC, Polyethylen oder Nylon. Das dehnbare Element kann gegebenenfalls mit Materialien, wie Siliconen, Polytetrafluorethylen (PTFE), hydrophilen Materialien, wie hydratisierten Hydrogelen, und weiteren gleitfähigen Materialien zur Unterstützung einer Separation des Polymerüberzugs beschichtet sein.
Neben Arterien, d.h. Coronararterien, Oberschenkelarterien, der Arteria carotis und Vertebrobasalarterie, kann das PEPS- Verfahren auch bei anderen Anwendungen, wie dem Auskleiden des Inneren von Venen, Harnleitern, Harnröhren, der Bronchien, der Galle und des Pankreasgangsystems, des Darms, des Auges und der Sperma- und Fallopiokanäle eingesetzt werden. Das Versiegeln und Auskleiden im Rahmen des PEPS-Verfahrens können ferner bei anderen direkten klinischen Anwendungen selbst im Coronarbereich eingesetzt werden. Diese umfassen - ohne darauf begrenzt zu sein - eine Behandlung eines abrupten Gefäßverschlusses nach einer PCTA, das "Ausbessern" einer signifikanten Gefäßsektion, das Versiegeln von Gefäßwand-"Lappen", d.h. nach einer Katheterverletzung oder spontan auftretenden derartigen Verletzungen, und das Versiegeln von aneurysmalen Coronaraufweitungen in Verbindung mit verschiedenen Arteritisformen. Des weiteren gestattet eine PEPS intraoperative Verwendungen, wie ein Versiegeln von Gefäßanostomosen während einer Coronararterien-Bypass-Gefäßplastik und das Vorsehen einer bandagierten glatten Polymeroberfläche nach einer Endarterektomie.
Die einzigartige Arzneimittelabgabefunktion des PEPS-Verfahrens kann ohne Schwierigkeiten mit geeigneten Verteilungsgeometrien, um sich an das Innere der verschiedensten komplexen Organ- oder Gefäßflächen anzupassen, kombiniert werden. Insbesondere kann diese geeignete Geometrie von strukturell stabilen und noch dazu bioabbaubaren Polymeren gebildet sein. Die Fähigkeit, die externe Form des verteilten Polymers durch einen Fluß eines aufgeschmolzenen Polymers unebenen Oberflächenzwischenräumen anzupassen, während gleichzeitig eine glatte Innenfläche mit guten Strömungseigenschaften beibehalten wird, ermöglicht einen besseren Strukturträger für die verschiedensten Anwendungen, einschließlich exzentrischer Coronarläsionen, die aufgrund ihrer Geometrie durch herkömmliche Metallstents nicht gut überbrückt werden können.
Wie oben ausgeführt, kann das bei einem PEPS-Vorgehen verwendete Polymersubstrat beispielsweise aus extrudierten Röhren von Polycaprolacton und/oder Copolymeren zurechtgeschneidert werden. Die anfängliche Vorverteilungsform und -größe der Polymermanschette werden durch die spezielle Anwendung, die auf den gewünschten physikalischen, physiologischen und pharmakologischen Endverteilungseigenschaften beruht, festgelegt.
Für eine Coronararterienanwendung eignen sich Vorverteilungsröhren einer Länge von etwa 10 bis 20 mm und eines Durchmessers von etwa 1 bis 2 mm. Die anfängliche Wanddicke der resultierenden in vivo-Polymerschicht kann in Abhängigkeit von der Natur der speziellen Anwendung schwanken. Im allgemeinen erfordern Beschichtungsvorgänge Polymerschichten einer Dicke von etwa 0,005 mm bis 0,50 mm, während Schichten, die als Strukturträger dienen sollen, zwischen einer Dicke von 0,05 mm und 5,0 mm schwanken können.
Die Polymerrohrwände können in Abhängigkeit von der angestrebten Verwendung vor einem Einführen entweder durch Laser oder chemisch geätzt, ausgehöhlt, geschlitzt oder perforiert werden. Darüber hinaus kann die Form einer beliebigen Mikro (10 nm bis 1 um)- oder Makro (> 1 um bis zu etwa 15 um)-Perforation des weiteren geometrisch modifiziert werden, um für verschiedene Oberflächen auf der Innen- und Außenversiegelungsseite zu sorgen. Die Oberflächen des vorverteilten Polymers können des weiteren durch verbundene, aufgetragene oder in anderer Weise applizierte Mittel, d.h. Cyanoacrylate oder biologische Klebstoffe, wie die, die von Pilzsporen oder der Seemuschel abgeleitet werden, oder einen autologen Fibrinogenklebstoff aus Blut, modifiziert werden.
Für PEPS-Anwendungen einschließlich der Coronararterien sollten die Polymerröhren (wenn sie in einer anfänglichen Röhrenanordnung vorliegen) vorzugsweise Perforationen oder Poren in einer durch die spezielle Anwendung festgelegten Größe aufweisen. Dies gewährleistet eine symmetrische Expansion eines umgebenden Polymerversiegelungsmittels. Durch Verwendung einer fragmentierten röhrenförmigen Polymeroberfläche mit entsprechenden Ausdehnungen entlang der vorausgesagten Perforationen (d.h. den Schlitzen) wird eine merkliche mechanische Stabilität gewährleistet. Darüber hinaus minimiert diese die Menge des in das Gefäß eingebrachten Fremdmaterials.
In Abhängigkeit von der Polymer/Arzneimittel-Kombination und der Konfiguration kann das PEPS-Vorgehen dazu verwendet werden, die Organinnenfläche mit einem dünnen Klebstoffteilpolymerfilm oder einer entsprechenden Schicht einer Dicke von etwa 0,005 mm bis 0,50 mm zu beschichten oder bandagieren. So auf eine Organinnenseite oder Gefäßinnenfläche applizierte, bioabbaubare Polymere können als Haftfilm-"Bandage" wirken. Diese verbesserte Oberfläche mit den gewünschten rheologischen und Hafteigenschaften ermöglicht einen verbesserten Flüssigkeits- oder Gastransport in oder durch den Körper oder das Lumen des Gefäßes oder der Hohlorganstruktur und bewirkt eine Wiederinstandsetzung verletzter natürlicher Oberflächen und Grenzflächen.
Die letztendliche in vivo-Verteilungsgeometrie des Polymers legt die Endfunktion des Polymerüberzugs fest. Die dünneren Anwendungen gewährleisten, daß der Polymerfilm als Überzug, Versiegelungsmittel und/oder Scheidewandsperre, Bandage und Arzneimitteldepot wirkt. Komplexe interne Anwendungen dickerer Polymerschichten, wie Anwendungen in einem Gefäß oder in einem Lumen, können für eine zunehmende Strukturträgereigenschaft sorgen und in Abhängigkeit von der in der Schicht verwendeten Polymermenge eine mechanische Rolle bei der Aufrechterhaltung einer Gefäß- oder Organwirksamkeit spielen.
Beispielsweise besitzen Läsionen, die hauptsächlich aus fibromuskulären Komponenten bestehen, einen hohen Grad eines viskoelastischen Rückstoßes. Diese Läsionen würden erfordern, daß im Rahmen des PEP-Verfahrens ein intraluminaler Überzug einer größeren Dicke und eines größeren Ausmaßes so appliziert wird, daß eine höhere Strukturstabilität geschaffen wird, um den radialen Druckkräften des Gefäßes zu widerstehen. Das PEPS-Verfahren liefert in dieser Weise eine Strukturstabilität und ist im allgemeinen zur Aufrechterhaltung der intraluminaren Geometrie aller röhrenförmigen biologischen Organe oder Substrukturen geeignet. Es kann in dieser Weise entsprechend der therapeutischen Rückkehr einer normalen Architektur, die entweder mit einer Ballonausweitung (PTCA), Atherektomie, einem Läsionsfunken, einer thermischen oder anderen mechanischen Erosion, einem "G-Lasern", einem Schweißen oder Laserrekanalisieren verbunden ist, verwendet werden.
Ein wichtiges Merkmal der PEPS-Technik ist die Fähigkeit, die Applikation des Polymers auf die Innenfläche eines Gefäßes oder Organs entsprechend den Anforderungen der speziellen Applikation anzupassen. Dies führt zu den verschiedensten möglichen Geometrien des Polymers sowie zu den verschiedensten Formen. Diese viele Geometrien und viele Formen aufweisenden Polymerstrukturen können so angepaßt werden, daß sie den speziellen Funktionen entsprechen (Fig. 1 bis 8).
Unter spezieller Bezugnahme auf die Fig. 1 bis 8 kann das PEPS-Verfahren so durchgeführt werden, daß die fokussierte Applikation des Polymers auf das Gefäß oder Organ zu entweder einer amorphen Geometrie (Fig. 1), einer sternförmigen Geometrie (Fig. 2) oder einer Punktgeometrie (Fig. 6) führt. Weitere Geometrien können einen linearen federförmigen Polymerstreifen, der auf eine spezielle Fläche der Gefäßwand appliziert ist (vgl. Fig. 3) umfassen. Fig. 4 zeigt einen großen Polymerfleck, der unter Verwendung der verschiedensten bekannten Techniken aufgesprüht werden kann. Eine weitere Form der in bestimmten Fällen, beispielsweise in Fällen, in denen dem Gefäß eine Strukturstabilität verliehen werden muß, einzusetzenden PEPS-Applikation ist die in Fig. 5 dargestellte poröse Röhrenform. Weitere Typen von PEPS-Anwendungen, die dem Gefäß eine Strukturstabilität verleihen können, sind die in Fig. 7 dargestellte Spiralform oder der in Fig. 8 dargestellte bogenförmige (radiale, bogenförmige) Flecken.
Im Gegensatz dazu kann das PEPS-Verfahren in Fällen, in denen stark entblößte Läsionen unregelmäßige Oberflächen mit einer geringeren Zahl von fibromuskulären Komponenten aufweisen, verwendet werden, um lediglich einen dünnen Polymerfilm auszubilden, der als Bandage wirkt.
Das PEPS-Verfahren unterscheidet sich signifikant und stellt vom Konzept her einen Fortschritt gegenüber Stents und Gefäßplastiken bei der Gewährleistung einer Gefäßdurchgängigkeit dar. Stents wurden ausgehend von ihrer zugrundeliegenden Primärfunktion, einen relativ steifen Strukturträger bereitzustellen, der nach einer PTCA einen durch die federartigen Eigenschaften des Gefäßes verursachten abermaligen Gefäßverschluß vermeidet, ausgestaltet. Es wurde zunehmend gezeigt, das zelluläre und biochemische Mechanismen im Gegensatz zu physikalischen "federartigen" Spiralen von stärkerer Bedeutung bei der Verhinderung eines abermaligen Gefäßverschlusses sind. Das PEPS-Vorgehen trägt diesen Mechanismen Rechnung.
Die spezielle Aufgabe und die speziellen Merkmale des PEPS- Verfahrens lassen sich am besten durch Veranschaulichung anhand der folgenden Beispiele und Figuren verstehen.

Beispiel 1

Die vorliegende Erfindung läßt sich ohne Schwierigkeiten anhand der Beschreibung eines in vitro unter Verwendung eines nachgeahmten Blutgefäßes aus einem transparenten Kunststoffrohr mit Hilfe eines in Fig. 17 dargestellten Verteilungskatheters vom Wärme/Ballon-Typ durchgeführten Experiments verstehen.
Der Ballonabgabekatheter 170 wird zuerst in das Gefäß 171 an die Verschlußstelle gebracht. Vor einem Insertieren wird eine Polycaprolactonpolymermanschette 172, die Additive, beispielsweise zur Unterstützung einer Schattenbildung im Röntgenbild, zur Arzneimittelabgabe oder zur Förderung einer Oberflächenhaftung enthält, in einen einen geringen Querschnitt aufweisenden Zustand, der einen Ballon am distalen Ende des Abgabekatheters 170 umgibt, gebracht. Der Abgabekatheter mit dem Polycaprolactonrohr wird anschließend mit dem Ballonende zuerst in das Gefäß 171 insertiert und in Position, d.h. an die zu behandelnde Gefäßstelle, gebracht.
Zur Begrenzung des "Blut"-Stroms durch das Gefäß wird ein getrennter Verschlußkatheter 173 verwendet. Das distale Ende des Verschlußkatheters 173 wird aufgeblasen, um in dem Gefäß um den Ballonabgabekatheter und das Polycaprolactonrohr herum eine stehende Blutsäule zu erzeugen. Durch ein Lumen im Verschlußkatheter 173 oder dem Abgabekatheter 170 im Falle der Verwendung eines erfindungsgemaßen Katheters wird in die den Abgabekatheter, Ballon und das Polycaprolactonrohr umgebende Fläche eine eine Temperatur von etwa 60 bis 80ºC aufweisende Kochsalzlösung injiziert. Sobald das Polycaprolactonrohr biegsam wird, wird der Abgabekatheterballon aufgeblasen, um die Polycaprolactonmanschette außen gegen die Innenwand zu drücken, so daß das Gefäß lokal versiegelt und/oder ausgekleidet wird.
Das Polycaprolacton dehnt sich entsprechend der Innenfläche des Gefäßes aus und/oder legt sich an, wobei es in die Oberflächenunregelmäßigkeiten vordringt und diese füllt, so daß ein "maßgeschneiderter" Sitz erreicht wird. Ferner ist die verteilte Innenfläche des PEPS-Polymers glatt und sorgt somit für einen größeren Gefäß (Lumen)-Querschnittsdurchmesser und eine rheologisch günstige Oberfläche mit einem verbesserten Blutstrom. Bei Entfernung der warmem Kochsalzlösung kristallisiert das Polymer unter Ausbildung einer Auskleidungsfläche auf der Gefäßinnenwand.
Die Luft des Verteilungskatheterballons wird anschließend abgelassen, wobei die Polycaprolactonschicht in Position verbleibt. Die Luft des Ballonbereichs des Verschlußkatheters wird abgelassen, der Blutstrom kehrt zu seinem normalen Wert zurück und der Verteilungskatheter wird unter Zurücklassen einer kristallisierten Polycaprolactonschicht in Position in dem Gefäß entfernt.
Im Verlauf der Zeit wird die Polycaprolactonversiegelung mit einer proteinhaltigen biologischen Dünnfilmschicht bedeckt. In Abhängigkeit von der exakten chemischen Versiegelungszusammensetzung wird das Polymer anschließend in einer bestimmten Geschwindigkeit abgebaut und löst sich im Blutstrom auf oder wird durch die Gefäßwand absorbiert. Während sich die Polycaprolactonversiegelung in innigem Kontakt mit der Gefäßwand befindet, können pharmakologische Mittel, wenn sie in das Polycaprolacton eingebettet oder darin absorbiert sind, einen "Abströmungs"-Effekt aufweisen, wenn sie langsam in den Blutstrom freigesetzt werden. Ferner können sie eine lokale Wirkung auf die Blutgefäßwand besitzen, wodurch eine Heilung der Angioplastiestelle erleichtert, eine reichliche mediale Zellproliferation des glatten Muskels gesteuert oder verringert, eine wirksame Läsionsendothelierung gefördert und eine Läsionsthrombogenizität verringert werden können.

Beispiel 2

Polycaprolacton in einer anfänglichen makroporösen Röhrenkonfiguration wurde in einer einen geringeren Querschnitt aufweisenden Form in Rindercoronararterien und Carotisarterien von Hunden eingeführt. Beim Verteilungsverfahren wurden die Gefäße absichtlich überdehnt und durch thermische und mechanische Verformung des Polymers versiegelt. Fig. 18 zeigt einen Querschnitt des Polymerrohrs 180 vor Insertion in der Rinderarterie, nach Insertion in die Arterie 181 und nach Expansion 182. Das anfängliche Polymerrohr 180 besitzt einen geringeren Durchmesser als die Arterie 181. Nach Verteilung zeigt sich, daß der Polymerdünnfilm 182 die Innenfläche des versiegelten Gefäßes unter Geradehalten des Gefäßes beschichtet. Das Gefäß blieb aufgrund der Fähigkeit des Polymers, in dem fixierten Zustand zu verharren, auf das etwa 1,5fache des ursprünglichen Durchmessers aufgeweitet. Fig. 19 zeigt den Querschnitt des Polymers vor Insertion 190 und nach Entfernung im Anschluß an eine Insertion und Rekonfiguration 191 in der Arterie eines Hundes. Diese Figur zeigt deutlich das Dehnen und Ausdünnen der Polymerwand.
Alle durch Polymere versiegelten Gefäße blieben aufgeweitet, wobei die dünne Schicht des makroporösen Polymers eine neue Grenzfläche zwischen dem Gefäßlumen und den Gefäßwandbestandteilen bildete. Der nicht versiegelte Teil der Gefäße verblieb in einem nicht aufgeweiteten Zustand.
Diese Beispiele zeigen, daß das PEPS-Verfahren gewünschtenfalls für eine Polymerapplikation mit einem relativ niedrigen Grad einer Oberflächenbedeckung und einem wirksamen Polymersperrschild sorgen kann. Als solches kann das Polymersperrschild gewünschtenfalls eine ausreichende Strukturstabilität verleihen, um den ausgewählten Gefäßdurchmesser beizubehalten. Der ausgewählte Endgefäßdurchmesser, bei dem ein Gefäß versiegelt ist, wird durch die speziellen physiologischen Variablen und therapeutischen Ziele, mit denen der PEPS-Verwender konfrontiert ist, diktiert.
Die Geometrie der pre- und post-PEPS-Applikationsstellen kann ohne Schwierigkeiten verändert werden. Die PEPS kann lediglich zur Beschichtung eines existierenden Gefäßes oder einer Organgeometrie verwendet werden. Alternativ kann das PEPS-Verfahren dazu verwendet werden, einem Gefäß oder Organ, dessen Geometrie vor einer PEPS-Applikation verändert war, eine Strukturstabilität zu verleihen. Darüber hinaus kann das PEPS-Verfahren selbst die Geometrie des Gefäßes oder Organs durch Ausbilden einer bestimmten Geometrie verändern. In Fig. 18 wurde dieses letztere Verfahren zur Expansion des Gefäßes 181 verwendet.
Ein spezielles und wichtiges Attribut der PEPS-Technik und der Polymere, die verwendet werden, ist der deutlich niedrigere Grad des Nichtzusammenpassens oder der Steifigkeitsähnlichkeiten (das Inverse der Verträglichkeit) zwischen dem Gefäß und der Polymerversiegelung im Vergleich zu Metallstents. Die Gefäßbeschädigung durch das oben diskutierten Nichtzusammenpassen kann durch das PEPS-Verfahren, das sich der verschiedensten verfügbaren Polymeren bedient, beseitigt werden. Darüber hinaus modifiziert das Nichtzusammenpassen in starkem Maße die Eigenschaften der Flüssigkeitswellentransmission entlang des Gefäßes unter Veränderung der lokalen Strömungseigenschaften, der Entwicklung einer regionalen Veränderung der Scherkräfte und einer nachfolgenden Gefäßwandhypertrophie, die eine Verringerung des Gefäßquerschnittes bewirkt und den Blutstrom verringert. Des weiteren minimiert die Substrukturelimination des Nichtzusammenpassens der PEPS-Technik zuerst die lokalen Strömungsabnormalitäten und die mit einer Metallgefäßplastik verbundene Stromauf- und Stromabübergangszonenhypertrophie und beseitigt diese anschließend nach Auflösung.
PEPS besitzt die Flexibilität, prophylaktisch zur Zeit einer anfänglichen PTCA bei ausgewählten Patienten sicher und wirksam verwendet werden zu können oder als Teil des ursprünglichen Ausdehnungsvorgehens als ein eine zweite Stufe darstellendes prophylaktisches Gefäßoberflächen"fertigstellungs"-Verfahren eingesetzt zu werden. Beispielsweise kann ein Invasivkardiologe die PEPS-Technik nach den ersten Restenoseepisoden auf breiter klinischer Basis anwenden. Da darüber hinaus die PEPS-Technik nach einer Intervention das Gefäßheilungsverfahren signifikant unterstützt, kann es ohne Schwierigkeiten prophylaktisch nach einer anfänglichen Angioplastie vor irgendeinem Restenoseauftreten verwendet werden. Dadurch wäre der Patient von den Risiken eines wiederholten Intracoronarvorgehens sowie von den mit einer Metallgefäßplastik verbundenen Risiken befreit.

Claims

1. Kathetervorrichtung zur Applikation eines Polymerüberzugs auf ein Gewebelumen, die einen ein proximales (101) und ein distales Ende (102) aufweisenden, flexiblen, röhrenförmigen Körper (100), der ein in mehrere Sublumina (103, 104) unterteiltes Lumen festlegt, wobei sich jedes Sublumen vom proximalen Ende (101) des röhrenförmigen Körpers (100) zum distalen Ende (102) des röhrenförmigen Körpers (100) erstreckt und mit mindestens einer Öffnung (105, 106) in dem röhrenförmigen Körper (100) verbunden ist, so daß jedes Sublumen (103, 104) eine Leitung für einen Flüssigkeitsstrom zwischen mindestens einer Öffnung (105, 106) in dem röhrenförmigen Körper (100) und dem proximalen Ende (101) des röhrenförmigen Körpers (100) bildet, umfaßt und dadurch gekennzeichnet ist, daß mindestens eines (104) der Sublumina (103, 104) mit einem Reservoir verbunden ist, das eine ein Monomer oder ein Prepolymer enthaltende Flüssigkeit enthält, so daß durch Abgabe der das Monomer oder Prepolymer enthaltenden Flüssigkeit durch mindestens eines (104) der Sublumina der Polymerüberzug auf dem Gewebelumen gebildet wird.

2. Kathetervorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Katheter mindestens ein umschließendes Ballonelement umfaßt, das um den röhrenförmigen Körper herum in Ausrichtung auf die Öffnung eines zweiten Sublumens so angeordnet ist, daß der Flüssigkeitsstrom durch das zweite Sublumen das umschließende Ballonelement aufbläst.

3. Kathetervorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zwei umschließende Ballons umfaßt, wobei sich der eine von der Öffnung des Sublumens, das mit dem Reservoir verbunden ist, zum proximalen Ende des röhrenförmigen Körpers hin erstreckt und sich der andere von der Öffnung des Sublumens, das die Abgabe des Polymerüberzugmaterials steuert, zum distalen Ende des röhrenförmigen Körpers hin erstreckt, wodurch die umschließenden Ballons dahingehend zusammenwirken, daß sie zumindestens teilweise einen Teil des Gewebelumens umschließen.

4. Kathetervorrichtung zur Applikation eines Polymerüberzugs auf ein Gewebelumen, die einen ein proximales (101) und ein distales Ende (102) aufweisenden, flexiblen, röhrenförmigen Körper (100), der ein in mehrere Sublumina (103, 104) unterteiltes Lumen festlegt, wobei sich jedes Sublumen vom proximalen Ende (101) des rohrenförmigen Körpers (100) zum distalen Ende (102) des röhrenförmigen Körpers (100) erstreckt und mit mindestens einer Öffnung (105, 106) in dem röhrenförmigen Körper (100) verbunden ist, so daß jedes Sublumen (103, 104) eine Leitung für einen Flüssigkeitsstrom zwischen mindestens einer Öffnung (105, 106) in dem röhrenförmigen Körper (100) und dem proximalen Ende (101) des röhrenförmigen Körpers (100) bildet, und ein dehnbares Element (107), das um den röhrenförmigen Körper (100) herum in Ausrichtung auf eine Öffnung (105) eines ersten Sublumens (103) hin angeordnet ist, umfaßt und dadurch gekennzeichnet ist, daß sie auf dem dehnbaren Element (107) ein an das Gewebelumen abzugebendes, teilweise vorgeformtes Polymerüberzugsmaterial und ein Heizelement umfaßt, wodurch das dehnbare Element (107) bei Expansion durch einen Flüssigkeitsstrom durch das erste Sublumen (103) auf der Oberfläche des dehnbaren Elements (107) befindliches Polymerüberzugsmaterial an das Gewebelumen abgibt, wo es durch Wärme aus dem Heizelement rekonfiguriert wird, um sich an die Oberfläche des Gewebelumens anzupassen.

5. Kathetervorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß eine kontinuierliche, perforierte oder helikale Polymermanschette um das dehnbare Element (107) herum angeordnet ist, so daß die Expansion des dehnbaren Elements (107) eine Expansion der Polymermanschette unter Beschichtung des Gewebelumens bedingt.

6. Kathetervorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß das polymere Überzugsmaterial diskontinuierlich ist und sich auf einem maschenartigen Träger befindet.

7. Kathetervorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß ein um den röhrenförmigen Körper herum in Ausrichtung auf eine weitere der Öffnungen und zwischen den positionierenden Ballons angeordnetes, dehnbares Element (107) vorhanden ist, so daß die Dicke und Oberflächenkonfiguration des Polymerüberzugs durch Aufblasen des Ausdehnungselements gesteuert wird.

8. Kathetervorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß das dehnbare Element eine konturierte Oberfläche aufweist, wodurch dem Polymerüberzug eine geformte Konfiguration verliehen wird.

9. Kathetervorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3 und 7 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die distale Öffnung des die Abgabe des Polymers steuernden Sublumens so ausgeformt ist, daß die Strömung beschleunigt wird.

10. Kathetervorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die ausgeformte Öffnung eine Strömungsantriebsvorrichtung umfaßt.

11. Kathetervorrichtung nach einem der Ansprüche 3 und 7 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß das Aufblasen der beiden umschließenden Ballons unabhängig voneinander steuerbar ist.

12. Kathetervorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3 und 7 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung ein Heizelement umfaßt, wodurch das Polymerüberzugsmaterial vor oder nach einer Abgabe an das Gewebelumen erwärmt werden kann.

13. Kathetervorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung eine optische Faser umfaßt, wodurch Licht an das Polymerüberzugsmaterial abgegeben werden kann.

14. Kathetervorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6 und 11 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung eine mechanisch zurückschiebbare Schutzhülle umfaßt.

15. Kathetervorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymermaterial ein oder mehrere therapeutische Mittel umfaßt.