The results showed the dramatic influence of the plasticizer content and sterilization procedure on the mechanical properties of the material. Laser cutting had a lesser effect. Hence the effects of processing and sterilization must not be overlooked in the material selection and design phases of the development process leading to clinical use. Altogether, the results of these studies provide a clearer understanding of the complex interaction between the laser machining process and terminal sterilization on the primary mechanical properties of PLLA and PLLA plasticized with TEC.

The scope of our research is the development of polymer-based bioabsorbable stents for urologic applications and in vitro testing of tissue reactions of cultured ureteral and urethral segments induced by implanted polymer stent prototypes. For these purposes a tissue cultivation model was developed using selected techniques of tissue engineering. Essential advantages of degradable over nondegradable urethral stents are elimination of the adverse extraction of epithelialized stents and the potential for recovery of organ-specific functionality. Moreover, the biocompatibility of a degradable urethral stent could potentially reduce the risk of restenosis due to hyperplasia and could be used, even repeatedly, for the treatment of a number of subvesical obstructions. For the treatment of tumor-induced strictures, application of degradable polymer stents coated with cytostatic drugs may be possible. The mechanical effect of the drug-loaded stent as a "place holder" could be complemented by adjuvant or palliative approaches such as local chemotherapy. We have developed and tested in vitro a degradable urethral stent incorporated with the model drug methotrexate for local drug delivery (LDD) by diffusion and during stent degradation.

Within thc last ycars a lot of scientists v'niMivd in thc dcvclopment of various forms of biorcsoiluhlc Mcnts. Thcrc arc still many unsolved problems Loikvinmg o.g. mcchanical strength and the sccure imphmtation, so that thcrc is no bioresorbable stent commerunlly variable today. ( Hu vvorks on balloon expandable, laser cuttcd stents toi coronai v äs well äs for peripheral and urological appli-Stcnts for thc latter application have been investigated to lind out how thc plasticizer content, which is thought to be necessury for a sufficiant amount of plastic strain for the dilatation proccss, effccts thc mechanical propertics of the stents. Stent prototypcs made of PLLA with differcnt plastic /er contents vvcre produccd and subsequently a mechanical in vitro testing of these stent prototypes was conducted. \Ve focused on the clastic recoil and the collaps prcssurc to dcscribc the behaviour of the stents. KINLEITIJNC;hrkrankungen, die durch Stenosen bzw. Strikturen in l lohlorganen wie koronaren und peripheren Gefäßen, der Harnröhre, der Harnleiter u.a., verursacht werden, therapiert man heutzutage immer häufiger durch die Implantation von cndoluminalen Stützgerüsten, sog. Stents [1,2]. Neben der Art der Entfaltung (selbst-expandierend und ballon-expandierbar) unterscheiden sich die Stents vor allem durch die Wahl des Stentmaterials. Für Koronarstents kommen heutzutage nicht nur Metalle wie chirurgischer Edelstahl (316L), Nickel-Titan-Legierungen, Kobaltbasislegierungen u.a. zum Einsatz [1], bei denen das Auftreten von Rezidivstenosen in 20 bis 30 Prozent der Fälle die häufigste Komplikation darstellt [1], sondern auch resorbierbare Polymere wie z.B. Polylactid, die aber fast ausschließlich als Beschichtung auf den Metallstent aufgebracht werden [3]. Diese Beschichtung erhöht zum einen die Biokompatibilität und zum anderen kann in ihr ein Medikament deponiert sein, das in situ freigesetzt wird [3, 4]. Tamai et al. hat bisher als einziger PLLA-Stcnts in Menschen implantiert. Die bisher veröffentlichten Ergebnisse sind sehr vielversprechend [5]. Zur Therapie von Urethrastrikturen wurden Stents aus Metallen und Polymeren verwendet, von denen jedoch nur wenige in die klinische Routine überfuhrt wurden. Die am häufigsten auftretenden Komplikationen sind Inkrustationen, die Dislokation des Stents sowie Infektionen [2]. Mögliche Lösungsansätze sind temporäre Stents, die nach einer gewissen Zeit wieder entfernt werden, und resorbier-barc Stents, die mindestens für ein Jahr ihre Funktion erfüllen sollen und anschließend degradieren [2]. In Tampere/Finnland beschäftigt sich eine Gruppe seit über zehn Jahren mit der Entwicklung eines bioresorbierbaren Urethrastcnts. Nachdem zunächst spiralförmige, nichtexpandierbare Stents sowie Fabienspiralen aus einem resorbierbaren Polymer entwickelt wurden [6, 7], hat die Gruppe zu Beginn dieses Jahres einen geflochtenen, selbstexpandierbaren Stent vorgestellt. Dieser Stent soll eine geringere Tendenz zur Dislokation besitzen und innerhalb von 6 Monaten degradieren [8]. Als in vivo Modell ...