CZ71598A3 - Roztažitelný nitrocévní implantát - Google Patents
Roztažitelný nitrocévní implantát Download PDFInfo
- Publication number
- CZ71598A3 CZ71598A3 CZ98715A CZ71598A CZ71598A3 CZ 71598 A3 CZ71598 A3 CZ 71598A3 CZ 98715 A CZ98715 A CZ 98715A CZ 71598 A CZ71598 A CZ 71598A CZ 71598 A3 CZ71598 A3 CZ 71598A3
- Authority
- CZ
- Czechia
- Prior art keywords
- cells
- cell
- implant
- frame
- extensible
- Prior art date
Links
- 239000007943 implant Substances 0.000 title claims description 150
- 239000000835 fiber Substances 0.000 claims description 47
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 18
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 claims description 3
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 claims description 2
- 238000000576 coating method Methods 0.000 claims description 2
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 174
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 11
- 238000004804 winding Methods 0.000 description 7
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 6
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 6
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 6
- 210000004692 intercellular junction Anatomy 0.000 description 6
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 5
- 238000003780 insertion Methods 0.000 description 5
- 230000037431 insertion Effects 0.000 description 5
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 4
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 4
- 230000008859 change Effects 0.000 description 3
- 201000010099 disease Diseases 0.000 description 3
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 3
- 230000002792 vascular Effects 0.000 description 3
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 2
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 2
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 2
- 238000009760 electrical discharge machining Methods 0.000 description 2
- 238000005530 etching Methods 0.000 description 2
- 238000000034 method Methods 0.000 description 2
- HLXZNVUGXRDIFK-UHFFFAOYSA-N nickel titanium Chemical compound [Ti].[Ti].[Ti].[Ti].[Ti].[Ti].[Ti].[Ti].[Ti].[Ti].[Ti].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni].[Ni] HLXZNVUGXRDIFK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 229910001000 nickel titanium Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000010935 stainless steel Substances 0.000 description 2
- 229910001220 stainless steel Inorganic materials 0.000 description 2
- 229920002994 synthetic fiber Polymers 0.000 description 2
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 2
- 241000557626 Corvus corax Species 0.000 description 1
- 229910000881 Cu alloy Inorganic materials 0.000 description 1
- 229920004934 Dacron® Polymers 0.000 description 1
- 206010016654 Fibrosis Diseases 0.000 description 1
- 206010067576 Malignant dysphagia Diseases 0.000 description 1
- 206010028980 Neoplasm Diseases 0.000 description 1
- 208000031481 Pathologic Constriction Diseases 0.000 description 1
- RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N Titanium Chemical compound [Ti] RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 1
- 210000000013 bile duct Anatomy 0.000 description 1
- 210000003445 biliary tract Anatomy 0.000 description 1
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 1
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 1
- 210000000621 bronchi Anatomy 0.000 description 1
- KAKZBPTYRLMSJV-UHFFFAOYSA-N butadiene group Chemical class C=CC=C KAKZBPTYRLMSJV-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000003486 chemical etching Methods 0.000 description 1
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 230000000916 dilatatory effect Effects 0.000 description 1
- 208000035475 disorder Diseases 0.000 description 1
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 1
- 210000003238 esophagus Anatomy 0.000 description 1
- 239000004744 fabric Substances 0.000 description 1
- 230000002349 favourable effect Effects 0.000 description 1
- 230000004761 fibrosis Effects 0.000 description 1
- 210000003090 iliac artery Anatomy 0.000 description 1
- 238000003698 laser cutting Methods 0.000 description 1
- 238000010329 laser etching Methods 0.000 description 1
- 210000004185 liver Anatomy 0.000 description 1
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- RVTZCBVAJQQJTK-UHFFFAOYSA-N oxygen(2-);zirconium(4+) Chemical compound [O-2].[O-2].[Zr+4] RVTZCBVAJQQJTK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 210000000496 pancreas Anatomy 0.000 description 1
- 230000001575 pathological effect Effects 0.000 description 1
- 239000005020 polyethylene terephthalate Substances 0.000 description 1
- 229920001343 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 description 1
- 239000004810 polytetrafluoroethylene Substances 0.000 description 1
- 238000003825 pressing Methods 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 238000004080 punching Methods 0.000 description 1
- 230000000306 recurrent effect Effects 0.000 description 1
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 1
- 230000035939 shock Effects 0.000 description 1
- 210000001321 subclavian vein Anatomy 0.000 description 1
- 239000013589 supplement Substances 0.000 description 1
- 229910052715 tantalum Inorganic materials 0.000 description 1
- GUVRBAGPIYLISA-UHFFFAOYSA-N tantalum atom Chemical compound [Ta] GUVRBAGPIYLISA-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000010936 titanium Substances 0.000 description 1
- 229910052719 titanium Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
- 210000000626 ureter Anatomy 0.000 description 1
- 210000003708 urethra Anatomy 0.000 description 1
- 210000001635 urinary tract Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
- A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/82—Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/86—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/90—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure
- A61F2/91—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes
- A61F2/915—Stents in a form characterised by the wire-like elements; Stents in the form characterised by a net-like or mesh-like structure characterised by a net-like or mesh-like structure made from perforated sheet material or tubes, e.g. perforated by laser cuts or etched holes with bands having a meander structure, adjacent bands being connected to each other
- A61F2002/9155—Adjacent bands being connected to each other
- A61F2002/91575—Adjacent bands being connected to each other connected peak to trough
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Public Health (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Prostheses (AREA)
- Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
Description
Předkládaný vynález se týká roztažitelného nitrocévního implantátu zahrnujícího pružné, trubkové těleso s podélnou osou, jehož stěna je tvořena vzájemně propojenými, ř ’ uzavřenými buňkami rámu uspořádaného s alespoň dvěma buňkami ř
i vzájemně těsně přiléhajícími v obvodovém směru, přičemž buňky rámu mají alespoň dvě- podlouhlé vzájemně se sbíhající strany buňky, těleso zahrnuje vláknitý materiál rámu, schopný přenášet tlakové síly v axiálním směru vlákna procházejícího kontinuálně od jedné buňky rámu přímo do buňky rámu, následující v podélném směru, a přičemž tento implantát je roztažitelný z radiálně stlačeného stavu do stavu, ve kterém má větší průměr.
Dosavadní stav techniky
Takový implantát je znám z německého patentového
F1
I ( i.
ύ
I f 25 spisu č. 33 42 798, podle kterého jsou buňky rámu vytvořeny sadami drátů procházejících po šroubovicích skrz těleso v opačných směrech vinutí. Buňky rámu jsou kosodélníkové a délka implantátu se mění podstatně při roztažení, což dává vzniknout několika nevýhodám, přičemž jednou z těchto nevýhod je to, že je obtížné umístit implantát přesně, a další nevýhodou je to, že vkládací systém je velmi složitý.
US patentový spis č. 5,370,683 popisuje implantát vytvořený z jednoho vlákna, které je ovinuto kolem jádra ve vlnitém směru, který má střídající se krátké a dlouhé, podlouhlé úseky vlákna, načež je vlákno . uspořádáno ve šroubovicovém směru s údolími vln ve vzájemném zákrytu. Potom jsou údolí vln vzájemně propojeny, aby se vytvořily « v kosodélníkové buňky rámu, mající dvojici protilehlých krátkých stran buňky a další dvojici protilehlých dlouhých stran buňky. Kromě jiného se tento implantát vyznačuje tím, že je možné jej stlačit do radiálně stlačeného stavu, aniž by 5 konce implantátu musely být roztaženy od sebe. Implantát může * být uspořádán v katetru v radiálně stlačeném stavu a může být vložen a umístěn do požadovaného místa v dutině, jako je krevní céva, načež katetr může být vytažen ven a implantát může být roztažen prostřednictvím nafouknutelného ' balónku 10 uspořádaného uvnitř implantátu. Nevýhodu tohoto implantátu je to, že má relativně malou pružnost v ohybu, což snižuje přizpůsobivost implantátu podle roztažené, pružné cévy. Také není výhodou to, že buňky tohoto implantátu jsou relativně otevřené a tudíž více vystavené zarůstání do vnitřní dutiny 15 implantátu.
V implantátu známém ze spisu EP-A 645125 je trubkové těleso implantátu rovněž vytvořeno z jednoho úhlově zohýbaného vlákna ovinutého ve spirálovitém tvaru s vrcholy vzájemně do sebe zavěšenými, aby se vytvořilykosodélnikové , , „„ buňky. Protože vrcholy jsou pouze do sebe vzajemne zaveseny, existuje zde riziko stlačení implantátu v podélném směru, když je tento implantát vytlačován z katetru. Dva konce vlákna se obracejí skrz těleso implantátu ve spirálovitém směru, ale neodstraňují riziko podélných změn v části implantátu, která zasahuje ven za konec katetru. Může být proto nutné táhnout implantát ven z katetru prostřednictvím tažného zařízení procházejícího centrálně skrz těleso implantátu a omezující jeho stlačení uvnitř katetru. Pružnost tohoto implantátu při ohýbání je rovněž relativně malá a buňky jsou velmi otevřené.
Je také známo množství odlišných implantátů jiného typu, u kterého materiál buněk nepokračuje přímo od jedné buňky rámu do následující buňky rámu v podélném směru. Namísto toho je tento implantát konstruován z několika drátů 5 zohýbaných do tvaru písmene Z, které jsou spojeny do ř trubkového tělesa prostřednictvím spojovacích závitů nebo jsou vzájemně do sebe zavěšeny, viz například spisy ' EP-A 622088? EP-A 480667, WO 93/13825 a EP-A 556850. Všechny tyto implantáty mají omezenou pružnost v ohybu a některé z nich lze jen velmi obtížně vyrábět. Spojovací závity pro spojení pružného materiálu rámu, zohýbaného ve tvaru písmene Z omezují průměr roztaženého implantátu, ale povolují zcela axiálnímu tlaku. To má za následek podstatnou nevýhodu, že nárazy na buňku nejsou přenášeny na buňku následující v podélném směru, takže implantát má nekontinuální vlastnosti, může se rozevírat a’bude vykazovat poškození v ohybech.
Implantáty konstruované z drátů ovinutých vzájemně kolem sebe, aby se vytvořily uzavřené buňky, jsou známé ze spisu DE-A 39 18 736, ve kterém jsou buňky podlouhlé nebo ve tvaru písmene Ω, a ze spisu WO 94/03127, ve kterém jsou í buňky oválné v obvodovém směru.
ί Cílem předkládaného vynálezu je vytvořit implantát, který může být stlačen a roztažen radiálně bez jakékoliv podstatné změny v délce tělesa, a který má konstrukci rámu zajišťující implantát s větší, jednotnou pružností v ohybu a tím větší přizpůsobivost cévám. Navíc .je dalším cílem překládaného vynálezu, aby implantát měl rovněž pevnost v tlaku, která je výhodně velká a upravená vzhledem k danému použití.
Podstata vynálezu
Vzhledem ke shora uvedeným cílům spočívá implantát podle předkládaného vynálezu v tom, že v roztaženém stavu implantátu, materiál rámu přenášející tlak v několika z buněk rámu tvoří srdcovitý nebo šípovitý tvar se dvěma vzájemně propojenými kratšími stranami buňky umístěnými protilehle a spojenými se dvěma vzájemně se sbíhajícími delšími stranami buňky.
í
V srdcovitém nebo Šípovitém tvaru bod vzájemného spojení mezi dvěma kratšími stranami buňky směřuje směrem k bodu vzájemného spojení mezi dvěma delšími stranami buňky stejné buňky. Kromě jiného zajišťuje toto uspořádání značnou výhodu v tom, že, když je centrální osa implantátu ohnutá, jsou buňky deformovány na vnější straně zakřivení, takže úhel směřující do buňky mezi dvěma kratšími stranami buňky se stane menším a buňky se stanou otevřenějšími s větší délkou buňky. To může nastat již při velmi malém ohybovém momentu, protože buňky se mohou roztahovat bez současného stahování okolních buněk. Menší úhel mezi kratšími stranami buňky současně zvětšuje napětí buňky vedená v obvodovém směru a působí proti snížení radiální pevnosti v tlaku implantátu na vnější straně zakřivení, vytvářené menší hustotou buňky v tomto místě. Vysoká pružnost v ohybu implantátu a jeho schopnost udržovat značnou radiální pevnost v tlaku dokonce při velmi ostrém zakřivení jeho podélné osy vytvářejí implantát s velkou cévní kompatibilitou, umožňují umístění tohoto implantátu do oblastí s cévním zakřivením nebo s jinými změnami cév a pravděpodobně působí proti dlouhodobému poškozování stěny cévy, způsobenému vloženým implantátem.
* · ··· · * · · · · v · • · · Λ · ♦ w · · ··«·» · · · · · · · ·
Mnoho uzavřených buněk poskytuje implantátu rovnoměrně rozložené jednotné vlastnosti, a tvar buněk nebo tvary buněk jsou relativně husté, což působí proti opakovaným chorobným zúžením nebo jiným zmenšením světlého průměru žíly.
Při radiálním stlačeni implantátu se delší strany f buněk složí dohromady kolem kratších stran buněk. Při úplném , stlačení kolem vodícího drátu, má implantát uspořádání, ve
J Ϊ * ~ kterém jsou strany buněk sbaleny těsně kolem podélné osy implantátu a jsou uloženy v podstatě paralelně s touto osou.
To zajišťuje výhodnou možnost umístění implantátu v katetru s malým vnitřním průměrem. Implantát s průměrem, například, mm může být stlačen pro umístěni do katetru s vnitřním průměrem 7 French (přibližně 2,3 mm).
Při vhodném výběru materiálu implantátu může být 15 tento implantát samo-roztažitelný, když je katetr odstraněn následně po. vložení stlačeného implantátu. Tato schopnost samo-roztažitelnosti je získána hlavně v důsledku ohybových napětí vznikajících při ohybu stran buňky v blízkosti jejich konců. Důsledkem tvaru buněk rámu je to, že ohyb obvykle nastává v šesti bodech v buňce oproti čtyřem bodům u ť k' kosodélníkové buňky, přičemž implantát díky tomu může mít i mnohem jednotnější a jemnější rozložení roztahovacích sil.
Alternativně, nebo doplňkově, může být implantát roztahován prostřednictvím nafouknutelného balónku. Samo-roztažitelný implantát nemusí být stlačen radiálně kolem balónu a proto v průběhu vkládání může být umístěn do tenčího katetru.
Pří skládání dohromady buněk rámu, jsou strany buněk pokládány na sousední buňky, aniž by je musely posouvat v 30 podélném směru implantátu. To znamená, že při změně mezi složeným dohromady a roztaženým stavem má implantát v • * · • « podstatě nezměněnou délku až na nepatrnou nebo zanedbatelnou změnu délky na konci implantátu, kde strany buňky nejsou položeny na následující buňku. Stabilní délka je výhodná při umísťování implantátu, protože implantát může být umístěn 5 přesné do smrštění cévy před uvolněním. Když je katetr vytažen a implantát je uvolněn, buňky rámu mohou expandovat do jejich finální polohy v kontaktu se stěnou cévy přibližně bez jakéhokoliv podélného posunutí konců implantátu. Z tohoto důvodu může mít zaváděcí systém jednoduchou konstrukci a může 10 být extrémně snadno ovladatelný. Jediným požadavkem je postrkovač, který může být držen ve stacionárním kontaktu s koncem stlačeného implantátu nejblíže u zaváděcího otvoru, zatímco katetr je vytahován. Jednoduchý zaváděcí systém snižuje riziko chybného umístění implantátu s lze jej použít 15 rychle.
Je možné orientovat špičky srdcí do šikmého úhlu tak, že ukazují podél šroubovicové čáry po obvodě tělesa. S ohledem ke kompaktnímu stlačení implantátu hroty šípů nebo špičky srdcí výhodně směřuji v podélném směru tělesa a interval mezi dvěma sousedními buňkami rámu se stejnou orientací hrotů šípů nebo špiček srdcí sestává z buňky rámu s opačnou orientací hrotu šípu nebo špičky srdce. Vzájemné spojení mezi dvěma sousedními buňkami v této konstrukci probíhá v podélném směru implantátu.
Ve výhodném provedení buňky rámu, vzájemně sousedící v prstencovité řadě v obvodovém směru tělesa mají střídavě orientované hroty šípů nebo špičky srdcí a tvoří vzor rámu opakující se podél délky tělesa. V takové konstrukci vzájemná spojení mezi sousedními buňkami v jedné obvodové řadě 30 probíhají v axiálním prodloužení hrotů šípů nebo špiček srdci v následující obvodové řadě, a všechny buňky rámu mají výhodný tvar, který poskytuje implantátu jednotné vlastnosti, jako jsou jednotné pevnosti v krutu, ohybu a tlaku.
c·
Buňky se mohou rozprostírat ve šroubovicovém vzoru podél délky tělesa jak kratšími stranami buněk tak i delšími stranami buněk, které mají vzájemně různé délky. Ovšem s ohledem na výrobu implantátu výhodně dvě kratší strany buněk mají v podstatě stejnou délku a dvě delší strany buněk také mají v podstatě stejnou délku.
První úhel mezi dvěma delšími stranami buněk a
směřující do buňky, společně s počtem buněk v obvodovém směru tělesa určuje pevnost v ohybu tělesa. Se stejným počtem buněk v prstencové řadě zajišťuje menší první úhel větší vzdálenost mezi buňkami v podélném směru a tudíž větší pevnost v ohybu a více otevřenou konstrukci rámu. První úhel může mít velikost v intervalu 20-160°.
implantát expandovat stlačený získány podélném výhodně stav.
velmi směru
Pokud je pouze do první úhel menší než 20°, může mírně většího průměru než má úhel větší než·160°, je první změny v průměru, ale se stává nevýhodně
Pokud velké o velikosti v intervalu velkým.
60-120°, počet
První což mohou být buněk v úhel je zaj išťuje výhodně velkou pružnost kombinovanou podélném směru.
s vhodným počtem buněk v
Při zajištění, že hroty šípů nebo špičky srdcí nesměřují v obvodovém směru, ovlivňuje druhý úhel mezi dvěma kratšími stranami buňky, který směřuje do buňky, pevnost v tlaku tělesa, hustotu konstrukce rámu a speciální zvětšení průměru, na který těleso může být roztaženo po normálním roztažení na větší průměr. Takové speciální zvětšení průměru do pře-roztaženého stavu může být, například, velmi výhodné, pokud již byl samo-roztažitelný implantát vložen do žily, kde se vyskytlo opětovné chorobné zúženi. Následně po určení diagnózy opětovného.chorobného zúžení může být do implantátu vložen nafouknutelný balónek a může implantát nafouknout na 5 větší průměr bez nutnosti vyjmutí implantátu, implantát je pouze pře-roztažen prostřednictvím balónku a jenom se vrátí do jeho obvyklého tvaru, když je balónek vyjmut. Možnost pře-roztažeňí může být rovněž využita při zaváděni implantátu, protože implantát může být umístěn dovnitř 10 tvrdého chorobného zúžení před jeho roztažením prostřednictvím balónku. Při následném roztažení balónku implantát pomáhá udržen nej tvrdší oblast chorobného zúžení venku na požadovaném průměru, když je pak balónek vytažen. To zabraňuje roztažení před umístěním implantátu. Při 15 pře-roztaženi je podstatnou výhodou, že implantát nemění svojí délku při roztažení. Pokud špičky srdcovitých nebo šípovitých buněk rámu směřují v obvodovém směru, může mít druhý úhel výhodně velikost kolem 180°. Pokud tyto špičky směřují v podélném směru, měl by být tento druhý úhel větší 20 než 184°, takže kratší ramena jsou poskládána na buňku při stlačení implantátu. Pokud je druhý úhel větší než 340°, a vlákno nemá větší průměr, .téměř chybí jakákoliv pevnost v tlaku. Výhodné má druhý úhel velikost v intervalu' 210-320’, což zajišťuje vhodnou pevnost v tlaku, dobrou hustotu buněk a 25 možnost pře-roztaženi do podstatně většího průměru. Úhly jsou vybírány s přihlédnutím k oblasti uvažovaného použití. Čím blíže je druhý úhel 180°, tím větší je pevnost v tlaku implantátu, ale pokud se úhel stane podstatně menším než je 210° možnosti pře-roztaženi se stávají méně výhodnými.
9 9 9 9 9 9 9 9
999 9 9 9 9999 * • ♦ · · · · ···
99 99 9 9 · » * *
Ve zvláště výhodném delší strany buněk všechny podélným provedení kratší strany svírají úhel mezi 10° buněk a a 45’ s implantát směrem tělesa.
To poskytuje možnost jednoduchým způsobem, buď ručně nebo prostřednictvím zatěžovací desky nálevkovitého stlačit stlačením implantátu tvaru. Je obzvláště výhodné, pokud delší strany buněk svírají úhel mezi 40’ a 45’ s podélným směrem tělesa.
určitých je menší může být pružného
Je možné vytvořit implantát více pružný v ohybu v oblastech tím, že uvedený první úhel v buňkách rámu v jedné oblasti tělesa než v jiné oblasti tělesa. To využito, například, pro vytvoření implantátu více v koncových oblastech, takže přechod od implantátem ovlivněné do implantátem neovlivněné oblasti cévy se stane hladkým, přičemž tak málo jak jen prorůstání tkáně.
stěna cévy je rušena v koncích implantátu je
To posunuti implantátu v
Je také možné možné, a je je obzvláště cévě malé.
zkonstruovat druhý úhel v buňkách rámu je větší v jiné oblasti tělesa, měněna pevnost v tlaku chorobných zúžení může být koncových oblastech tělesa, radiální tlak v jeho středu a přizpůsobivé podle cévy. Může zabráněno výhodné, poruchám cévy a je riziko pokud tak, implantát v jedné oblasti přičemž tak může implantátu.
druhý že uvedený tělesa než být podle požadavků
V případě tvrdých úhel, například, větší v takže největší a více implantát vyvíjí konce jsou měkčí být rovněž žádoucí, aby implantát byl fixován v cévě prostřednictvím vyvíjení velkého dotykového tlaku v koncových oblastech, přičemž v takovém případě je druhý úhel potom menší v těchto koncových oblastech než uprostřed implantátu.
V některých aplikacích je žádoucí, aby implantát měl tvar zvonu nebo přesýpacích hodin, což může být dosaženo tím, že v alespoň jednom konci tělesa jsou kratší a delší strany buněk rámu o větší délce a/nebo buňky rámu mají menší úhel 5 mezi kratšími stranami buněk než uprostřed tělesa, čímž těleso má větší průměr v koncové oblasti než uprostřed.
S ohledem na stlačení implantátu do uspořádání s výhodně malým vnějším průměrem může být výhodné, aby počet drátů v implantátu nebyl příliš velký. Pokud implantát má být vložen prostřednictvím katetru s malým průměrem, počet buněk rámu v prstencové řade v obvodovém směru tělesa výhodně v podstatě odpovídá poloměru tělesa, měřenému v mm. V podstatě v tomto kontextu znamená, že pro každé čtyři mm poloměru, může být počet buněk o jednu větší nebo menší než hodnota poloměru v mm, to znamená o jednu buňku více nebo méně pro implantát mající průměr 6 mm, o dvě buňky více nebo méně pro implantát mající průměr 10 mm, a podobně.
Ve výhodném provedení je těleso tvořeno několika vláknu tvořícími kratší a delší strany buněk a navinutými 20 vzájemně kolem sebe v přiléhajících koncích dvojic kratších a delších stran buněk, výhodně tak, že každé vlákno má stupňovitý spirálovitý nebo stupňovitý vlnovitý směr v podélném směru tělesa. Společné vinutí vláken v přiléhájicích koncích vzájemně zajišťuje buňky rámu, ale současně to zajišťuje, že vlákna mají výhodnou možnost ohnutí vzájemně od sebe prostřednictvím otevření vinutí, když je implantát stlačen radiálně, což snižuje napětí ve vláknech v bodech vzájemného propojení. Výsledkem geometrického zajištění vzájemné polohy buněk, vytvořeného vinutím okolo, je to, že implantát v jeho stlačeném stavu má stabilní tvar, ve kterém
buňky rámu vzájemně vůči sobě nekloužou při aplikaci vnějších zatížení. Implantát vyrobený z vláken lze relativně jednoduše vyrábět, a směr vláken skrz těleso může být volen tak, že implantát je jak stabilní při kroucení tak i stabilní při 5 tlaku, například prostřednictvím vláken majících spirálovitý nebo vlnovitý směr.
Alternativně může být těleso vytvořeno z tenkostěnné trubky nebo z tenkostěnného kusu desky, ve kterých jsou vytvořeny otvory buněk, výhodně leptáním. Buňky rámu jsou v 0 tomto případě vytvořeny v integrálním kusu materiálu, který sám může být vyroben strojním obráběním. Alternativami k chemickému leptání nebo laserovému leptání může být jiskrové obrábění, laserové řezání nebo děrování tenkostěnného materiálu, což velmi dobře známé postupy pro vytváření děr v 5 takovém materiálu.
• V případě, že trubkové těleso je vytvořeno z několika vláken, může toto trubkové těleso zahrnovat spoje buněk, kde dvojice vláken jsou zkrouceny jedním závitem vzájemně kolem sebe kolem osy zkroucení procházející v prvním .směru a alespoň jedním závitem vzájemně kolem sebe kolem druhé osy zkroucení . procházející pod úhlem, výhodně přibližně o velikosti 90°, vzhledem k prvnímu směru. Tento způsob kroucení dvojic vláken spojů buněk vytváří typ dvojitého zajištění vláken s tím důsledkem, že trubkové těleso získává J přídavnou tuhost ve spojích buněk, takže obvod tělesa udržuje hladký povrch rámu také tehdy, když dva konce tělesa jsou taženy od sebe. To může být výhodné v případě, že implantát má být vytažen z cévy poté, co do ní byl uložen.
Příklady provedení implantátu podle předkládaného vynálezu budou nyní popsány podrobněji níže s odkazy na schematické výkresy.
Přehled obrázků na výkresech
5 | Obr. 1 | znázorňuje půdorys nesloženého úseku stěny implantátu podle předkládaného vynálezu, vyrobeného z tenkostěnného deskového materiálu; |
10 | Obr.2 | znázorňuje odpovídající pohled na druhé provedení implantátu podle předkládaného vynálezu; |
15 | Obr. 3 | je pohled, odpovídající pohledu na obr. 1, na nejvýhodnější provedení předkládaného vynálezu, ve kterém buňky rámu mají stejný tvar jako na obr. 1' a implantát je vyroben z několika vinutých vláken; |
Obr. 4 | je pohled, odpovídající pohledu na obr. 3, na | |
20 | implantát podle vynálezu, který má hustší strukturu rámu; | |
Obr. 5 | je bokorys provedení celého implantátu podle předkládaného vynálezu·; | |
Obr. 6 | a obr. 7 jsou obrysy dvou úseků nesloženého | |
25 | rámu, ilustrující účinek měnícího se úhlu mezi dvěma kratšími stranami buněk rámu, | |
Obr. 8 | a obr. 9 jsou odpovídající obrysy pro ilustraci účinku měnícího se úhlu mezi dvěma delšími stranami buněk rámu; a |
Obr.10 je pohled shora na zvláštní způsob vinutí dvojic vláken ve spojích buněk.
Příklady provedení vynálezu
V následujícím popisu neomezujících příkladů * provedení předkládaného vynálezu budou použity stejné vztahové značky pro prvky, které mají stejnou funkci v různých provedeních.
Obr. 5 znázorňuje implantát ve formě trubkového -0 tělesa 1 vytvořeného z několika vláken nebo drátů zohýbaných tak, aby vytvořily srdcovité buňky 2 rámu, a navinutých vzájemně kolem sebe v místech, kde se vlákna buněk střetávají, takže buňky rámu jsou vzájemně k sobě fixovány jak v podélném tak i v obvodovém směru.
Obr. 1 znázorňuje příklad srdcovitých buněk 2 rámu, vytvořených v tenkostěnné desce vytvarované do trubkového tvaru buď před nebo po vytvořeni buněk. Vytváření buněk může být prováděno, například, leptáním nebo jiskrovým obráběním způsobem v oboru známým. Každá buňka 2 rámu má dvě vzájemně 20 se sbíhající, delší strany 3 buňky,, které se sbíhají do sjednoceného vlákna, ve špičce srdce a určuji první úhel a směřující do buňky. Buňka rámu má rovněž dvě kratší strany 5 buňky, které se vzájemně sbíhají, aby se sjednotily v oblasti špičky umístěné naproti špičky 4. srdce. Kratší strany buněk 25 určují druhý úhel β směřující do buňky a jsou umístěny naproti delším stranám 3 buněk, se kterými jsou spojeny prostřednictvím dvou bočních úseků 7, aby vytvořily uzavřenou buňku rámu z materiálu rámu odolného tlaku. Délka bočních úseků 7 může být vytvořena větší nebo menší podle toho, zda je žádoucí, aby buňka byla více či méně otevřená, beze změny velikosti prvního úhlu a nebo druhého úhlu β, Tvar bočních úseků 7 může být rovněž měněn; tyto úseky mohou být, například, tenčí, mohou mít tvar přesýpacích hodin, tvar písmene I, tvar písmene 0 nebo jakýkoliv jiný tvar, ale přímý 5 tvar znázorněný s větší tloušťkou než mají strany 3 a 5 buněk je výhodný vzhledem k jeho jednoduchosti a relativně velké tuhosti, což má za následek výskyt jakýchkoliv případných deformací buněk převážně ve stranách 3 a 5 buněk. Špička 4_ srdce může být více zakulacena a . oblast 6_ špičky může být 10 více vyhrocena nebo více zakulacena než je znázorněno. Je rovněž možné vložit spojovací úsek mezi dvě vzájemně se sbíhající strany buněk, takže se tvar buňky, například, stane více šikmý bez jakýchkoliv zcela přesných oblastí špiček. V kontextu předkládaného vynálezu srdcovitý nebo šípovitý tvar 15 označuje uzavřenou buňku mající v jednom konci zkosený tvar směřující ven z buňky a v protilehlém konci více či méně zkosený tvar směřující do buňky.
Vzor rámu je konstruován takovým způsobem, aby v obvodovém směru tělesa byla prstencová řada uzavřených buněk rámu vzájemně propojených prostřednictvím společných bočních úseků 7, přičemž všechny mají jejich špičky 4_ srdcí orientovány podobně v podélném směru tělesa. Delší strany 3 buněk rovněž tvoří odpovídající strany v prstencové přiléhající řadě v podélném směru tělesa a sestávají z 25 jednotně vytvořených uzavřených buněk rámu, majících opačnou orientaci špiček £ srdcí. Tyto dvě řady buněk tvoří společnou prstencovou řadu buněk, ve které špičky 4 srdcí mají střídavě opačné orientace a pokračují do společných bočních úseků v následující řadě. Délku implantátu lze upravit podle daného 30 použití změnou počtu prstencových řad buněk.
* | • | • | ♦ | • * • | *· | • v • | ||
• | · | • | * *»· | • | ||||
• | • | • | ♦ · | • | • | |||
» · | • · |
Ve znázorněném výhodném provedeni je první úhel a přibližně 90“, a druhý úhel β je přibližně 263°. To vytváří implantát s výhodně jednotnými vlastnostmi, jak s pevností ohybu tak i s pevností v tlaku, protože delší strany 3 buněk 5 a kratší strany 5 buněk všechny svírají úhel okolo 45° s podélným směrem tělesa. Při radiálním stlačení implantátu jsou tudíž strany buněk jednotně deformovány a napětí jsou i rozložena rovnoměrně mezi stranami buňky, což při roztažení má za následek jednotné silné rozložení a jednotné výsledné tlakové ovlivnění stěny cévy. Protože druhý úhel β je menší než úhel (360 - a).odpovídájící paralelnímu směru kratších a delších stran buněk, stává se volná vzdálenost mezi oblastí 6 špičky a špičkou £ srdce podstatně větší, takže při stlačení může tato ' vzdálenost snadno pojmout boční úsek 7 od následující buňky rámu se stejnou orientací, když je sklopena dozadu a směrem k podélné ose tělesa. To zlepšuje kompaktní stlačení implantátu.
Provedení znázorněné na obr. 2 se liší tím, že některé z buněk nemají výhodný srdcovitý nebo šípovitý tvar,.
protože do vzoru buněk je vložen nějaký počet kosodélníkových f buněk 8_. To poskytuje implantát' s oblastí s více otevřenými buňkami a podstatně větší pevností v ohybu, což může být, například, využito pro stabilizaci nežádoucně velkých místních pohybů cév. Přirozeně je rovněž možné vytvořit ?5 jednotlivé lokální buňky jiného tvaru. To může být provedeno jednoduchým způsobem prostřednictvím odstranění jedné nebo více stran buněk v buňce.
V provedení znázorněném na obr. 3 mají buňky 2 rámu, první úhel a a druhý úhel β stejné rozměry jako na obr. 1, ale těleso 1 je vytvořeno prostřednictvím vláken zohýbaných * ♦· na jádru kolem vodicích čepů 9 a navinutých vzájemně kolem sebe v bočních úsecích 7. S touto konstrukcí z vláken mají buňky více zakulacené tvary a srdcovitý tvar může být považován za tvar srdce. Pro každou buňku 2·rámu v obvodové řade procházejí dvě vlákna 10, 11 od jednoho konce implantátu, přičemžvlákna mohou být navinuta vzájemně kolem sebe jako konec 12 vlákna nebo mohou pokračovat vzájemně do ' sebe v očku 13. Z buňky rámu na konci implantátu prochází každá dvojice dvou vláken 10, 11 podél tělesa ve stupňovitém 10 spirálovém směru s opačnými směry vinutí, ve kterém vlákna tvoří jednu z kratších stran 5 buňky, jsou navinuta kolem odpovídajícího vlákna od sousední buňky ve stejné řade, pokračují jako delší strana 3 buňky v této buňce rámu, jsou navinuty kolem druhého vlákna této buňky, pokračují' jako 15 kratší strana 5 buňky v buňce rámu v následující řadě, a tak pokračují dokud neskončí .v druhém konci implantátu. Pokud je vlákno v rovnoměrných intervalech navinuto jenou polovinou závitu více či méně kolem opačně procházejícího vlákna, je směr vlákna změněn ze spirálovitého na vlnovitý. Vzhled buněk 20 rámu může být měněn podle požadavků prostřednictvím změny poloh a počtu vodicích čepů 9; tvar buňky může, například, být modifikován. v rámci popisu pro provedení znázorněná na obr. 1 a' obr. 2. Je vyvinuto úsilí pro zajištění, aby delší strany 3 buněk a kratší strany 5 buněk měly pravoúhlý směr 25 jak jen je to možné mezi zakřiveními kolem vodících čepů 9, ale v praxi mohou strany buněk mít tvar písmene S nebo jakýkoliv jiný zakřivený směr. Obr. 4 znázorňuje příklad změněného tvaru buňky, ve kterém je první úhel a kolem 1-20°, a druhý úhel β je kolem 253°. Je rovněž patrné, že boční 30 úseky 7 jsou kratší v důsledku menšího stoupání závitů. Pokud jsou žádoucí dlouhé boční úseky, mohou být vlákna navinuta vzájemně kolem sebe v několika závitech. Namísto zavinutí vláken vzájemně kolem sebe mohou být vzájemnými propojeními mezi buňkami rámu kroužky nebo závity zajišťující dvě 5 sousední vlákna dohromady. Další tvar buňky je znázorněn na obr. 5, kde první úhel a je kolem 70° a druhý úhel β je kolem 322°. Taková konstrukce může být výhodná, pokud průměr vláken je relativně velký a tato vlákna jsou tudíž méně pružná.
Při srovnání mezi dvěma provedeními znázorněnými na 10 obr. 6 a obr. 7 je patrný vliv druhého úhlu β na tvar buňky, když šířka buňky, první úhel a a délka bočních úseků 7 jsou zachovány nezměněné vzhledem k provedení znázorněnému na obr. 3. Na obr. 6 má druhý úhel β velikost kolem 184°, a na obr. 7 má druhý úhel β velikost kolem 275°. . Na obr. 6 je struktura rámu otevřena a kratší strany buněk tvoří mírně zakřivené, prstencové, pásy poskytující tělesu 1 velkou pevnost v tlaku. Na obr. 7 je struktura rámu velmi hustá a umožňuje tělesu, aby bylo hodně pře-roztaženo.
Při porovnání mezi dvěma provedeními znázorněnými na obr. 8 a obr. 8 je patrný vliv prvního úhlu a na tvar buňky, když šířka buňky, druhý úhel β a délka bočních úseků 7 jsou zachovány nezměněné vzhledem k provedení znázorněnému na obr. 3. Na obr. 8 má první úhel a.velikost kolem 62°, zatímco na obr. 9 má první úhel a velikost kolem 120°. Na obr. 8 25 buňky mají velmi otevřenou strukturu. Na obr. 9 je struktura velmi hustá, ale množství drátu je rovněž velké ve srovnání s délkou implantátu.
Materiálem implantátu je výhodně nitinol, který má 30 vynikající vlastnosti pružnosti a může snášet velké deformace. Alternativně může být použito nekorodující oceli, • · * • · titanu, slitin mědi, tantalu nebo jiných biologicky přijatelných materiálu schopných udržovat roztažený stav uvnitř cévy, nebo může být použito směsí těchto materiálů. Pokud je implantát roztahován balónkem při umísťování do 5 cévy, může být nekorodující ocel právě tak výhodná jako nitinol. Je rovněž možné použít syntetický materiál pro materiál implantátu, jako je modifikovaný butadien nebo jiný syntetický materiál s dobrými vlastnostmi pružnosti.
Plocha průřezu stran buněk je zvolena na základě Q požadovaného průměru, požadované tuhosti a tvaru buněk v implantátu, větší plocha průřezu je používána pro větší průměry, pro vetší požadovanou tuhost a/nebo pro více otevřené buňky nebo menší počet buněk. Pokud je tvar rámu, znázorněný na obr. 3, použit pro implantát určený pro použití 5 v iliakálni tepně, může implantát mít, například,' průměr 8 mm, mohou· zde být čtyři buňky v každé prstencové řadě a vlákno může, například, být z nitinolového drátu o průměru 0,16 mm. Odpovídající implantát může být použit ve žlučovodech, jejichž světlý průměr je omezen nádory nebo 0 fibrózou. Implantáty mohou být rovněž použity pro roztahování jícnu u pacientů trpících maligní dysfagií, pro roztahování močových cest nebo jiných trubic v těle. Velmi důležitou oblastí použití' jsou implantáty pro roztahování zúžených míst v krevních cévách nebo pro udržování roztažených smrštění cév, jako při těžkých chorobných zúžení. Níže uvedený seznam uvádí příklady použitelných průměru implantátů, a podobně, pro různá použití.
* ·
Oblast použití
Průměr implantátu
Tepny
koronární | 2-4 mm |
iliakální | 6-12 mm |
stehenní | 6-12 mm |
ledvinová | 6-12 mm |
krkavice | 6-12. mm |
výduť aorty | 15-30 mm |
dutá žila | 12-30·mm |
podklíčková žíla | 12-30 mm |
Arteriovenózní zkrat endoprotézy
TIPS (by-pass v játrech)
Urologie močovod močová roura
Gastroenterologie . j.icen žlučové cesty slinivka břišní
Hrudník průdušky
6-14 mm
10-12 mm
4-7 mm
4-7 mm mm uprostřed
6-10 mm
2-3 mm
15-20 mm
Průměr vlákna nebo tloušťka/šířka stran buněk je upravena podle průměru implantátu, přičemž stranám buněk je poskytnuta menši plocha průřezu při menších průměrech implantátu. Průměr vlákna může být, například, v intervalu 0,06-0,40 mm.
Pokud je trubkové těleso vyrobeno z několika vláken, mohou být tato vlákna navinuta vzájemně kolem sebe ve spojích buněk jinými způsoby než je znázorněno na obr. 3. Na obr. 10 je vinutí provedeno tak, aby se vytvořil určitý druh uzlu 130. Ve spoji buněk jsou dvě vlákna 104 a 105 zkroucena jedním. závitem vzájemně kolem sebe kolem osy 131 kroucení, procházející v prvním směru a potom jsou vlákna ohnuta do směru' druhé osy 132 kroucení, procházející pod úhlem, výhodně přibližně o velikosti 90°, vzhledem k prvnímu směru, a jsou zkrouceny alespoň jedním závitem vzájemně kolem sebe. První směr může výhodně procházet přibližně v obvodovém směru trubkového tělesa a druhá osa kroucení může potom procházet přibližně v podélném směru trubkového tělesa.
Je možné doplnit implantát potahem na alespoň části obvodového povrchu trubkového tělesa. Potah je nepropustný pro krev 'a může jím být tkanina nebo plášť z výhodně nepropustného materiálu, jako- je dakron, PTFE nebo jiný vhodný biologicky přijatelný materiál. Implantát s potahem tvoří transplantát, který může být použit jako umělá céva. Použití takového transplantátu je v oboru známé a nepotřebuje další vysvětlení. Implantát podle předkládaného vynálezu je obzvláště vhodný pro transplantát vzhledem k jeho jednotným vlastnostem a velkou schopností udržovat kontinuální světlý průměr cévy bez ohledu na ohyby nebo místní radiální tlakové zátěže na transplantát.
Claims (15)
1, Roztažitelný nitrocévní implantát zahrnující pružné, trubkové těleso (1) s podélnou osou, jehož stěna je tvořena vzájemně propojenými, uzavřenými buňkami (2) rámu uspořádaného s alespoň dvěma buňkami vzájemně těsně přiléhajícími v obvodovém směru, přičemž buňky (2) rámu mají alespoň dvě podlouhlé vzájemně se sbíhající strany buňky, těleso zahrnuje vláknitý materiál rámu, schopný přenášet tlakové síly v axiálním směru vlákna procházejícího
2, vyznačující se tím, že buňky (2) rámu vzájemně' k sobě přiléhající .v prstencové řadě v obvodovém směru tělesa (1) mají střídavě orientované špičky (4) šípů 30 nebo srdcí a tvoří vzor rámu opakovaný po délce tělesa.
3. Roztažitelný nitrocévní implantát podle nároku
4. Roztažitelný nitrocévni implantát podle kteréhokoliv z nároků 1 až 3, vyznačující se tím, že dvě kratší strany (5) buňky mají v podstatě stejnou délku, a dvě delší strany (3) buňky mají v podstatě stejnou délku.
5 těleso (1) je vytvořeno z několika vláken (10, 11) tvořících kratší a delší strany (3, 5) buněk a navinutých vzájemně kolem sebe v přiléhajících koncích dvojic kratších a delších stran buněk,· výhodně tak, že každé vlákno (10, 11) má stupňovitý spirálový nebo stupňovitý vlnový směr v podélném 0 směru tělesa (1).
5 menší druhý úhel (β) mezi kratšími stranami (5) buněk než uprostřed tělesa, přičemž těleso má větší průměr na konci než uprostřed.
5. Roztažitelný nitrocévni implantát podle kteréhokoliv z nároků 1 až 4,vyznačující se tím, že první úhel (a) mezi dvěma delšími stranami (3) buňky a směřující do buňky má velikost v intervalu 20-160°, výhodně v intervalu 60-120°, a druhý úhel (β) mezi kratšími stranami (5) buňky a směřující do buňky má velikost v intervalu 184-340°, výhodně 210-320°.
6. Roztažitelný nitrocévni implantát podle nároku 5, vyznačující se tím, že delší strany (3) buňky a kratší strany (5) buňky všechny svírají úhel mezi 10° a 45° s podélným., směrem tělesa (1), a výhodně delší strany (3) buňky svírají úhel mezi 40° a 45° s podélným směrem tělesa.
7. Roztažitelný nitrocévni implantát podle kteréhokoliv z nároků 1 až 6, vyznačující se tím, že uvedený první úhel (a) v buňkách (2) rámu je menší v jedné oblasti tělesa (1) než v jiné oblasti tělesa.
8. Roztažitelný nitrocévni implantát podle kteréhokoliv z nároků 1 až 7, vyznačující se tím, že uvedený druhý úhel (β) v buňkách (2) rámu je větší v jedné oblasti tělesa ' (1) než v jiné oblasti tohoto tělesa, a výhodně je druhý úhel (β) větší v koncových' oblastech tělesa (1) .
• · · «
9. Roztažitelný nitrocévní implantát podle kteréhokoliv z nároků 1 až 8,vyznačující se tím, že v alespoň jednom konci tělesa (1) mají kratší a delší strany (3, 5) buněk (2) rámu větší délku a/nebo buňky (2) rámu mají
10. Roztažitelný nitrocévní implantát podle kteréhokoliv z nároků 1 až 9, vyznačující se tím, že počet buněk (2) rámu v prstencové řadě v obvodovém směru telesa (1) v podstatě odpovídá poloměru tělesa, změřenému v mm.
10 .
kontinuálně od jedné buňky rámu přímo do buňky rámu, následující v podélném směru, a přičemž tento, implantát je roztažitelný z radiálně stlačeného· stavu do stavu, ve kterém má větší průměr, vyznačující. se tím, že v roztaženém stavu implantátu, materiál rámu přenášející tlak v několika z buněk (2).rámu tvoří srdcovitý nebo šípovitý tvar se dvěma vzájemně .. propojenými kratšími stranami (5) buňky umístěnými protilehle a spojenými se · dvěma vzájemně se sbíhajícími delšími stranami (3) buňky.
špiček (4) šípů nebo srdcí sestává . z buňky rámu s opačnou 25 orientací špičky (4) šípu nebo srdce.
11) zkrouceny o jeden závit vzájemně kolem sebe kolem osy 5 kroucení, procházející v prvním směru a alespoň o jeden zavit vzájemně kolem, sebe kolem druhé osy kroucení, procházející pod úhlem, výhodně o velikosti přibližně 90°, vzhledem' k prvnímu směru.
11, vyznačující se tím, Že trubkové těleso (1) zahrnuje spoje'buněk, ve kterých jsou dvojice vláken (10,
11. Roztažitelný nitrocévní implantát podle kteréhokoliv z nároků 1 až 10, vyznačující se tím, že
12, vyznačující se implantát podle nároku tím, že uvedený první směr prochází přibližně v obvodovém směru trubkového tělesa a uvedená druhá osa kroucení prochází přibližně v podélném 5 směru trubkového tělesa.
λ
12. Roztažitelný nitrocévní implantát podle nároku
13. Roztažítelný nitrocévni
14. Roztažítelný nitrocévni implantát podle kteréhokoliv z nároků 1 až 10, vyznačující se tím, že těleso (1) je vytvořeno z tenkostěnné trubky nebo tenkostěnného kusu desky, ve kterých jsou vytvořenv otvory buněk (2), výhodné leptáním.
15. Roztažítelný nitrocévni implantát podle kteréhokoliv z nároků 1 až 14,vyznačující se tím, že trubkové těleso (1) je opatřeno na alespoň části jeho j_5 obvodového povrchu potahem, který je nepropustný pro krev.
Zastupuje :
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DK099595A DK171865B1 (da) | 1995-09-11 | 1995-09-11 | Ekspanderbar endovasculær stent |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
CZ71598A3 true CZ71598A3 (cs) | 1998-06-17 |
CZ289423B6 CZ289423B6 (cs) | 2002-01-16 |
Family
ID=8099842
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
CZ1998715A CZ289423B6 (cs) | 1995-09-11 | 1996-09-09 | Roztaľitelný nitrocévní implantát |
Country Status (14)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5928280A (cs) |
EP (2) | EP0850032B1 (cs) |
JP (2) | JP3714959B2 (cs) |
CN (1) | CN1131017C (cs) |
AT (2) | ATE367133T1 (cs) |
AU (1) | AU712001B2 (cs) |
CZ (1) | CZ289423B6 (cs) |
DE (2) | DE69637173T2 (cs) |
DK (2) | DK171865B1 (cs) |
ES (1) | ES2210383T3 (cs) |
HU (1) | HU220476B1 (cs) |
PL (1) | PL183920B1 (cs) |
RU (2) | RU2175531C2 (cs) |
WO (1) | WO1997009945A1 (cs) |
Families Citing this family (94)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7204848B1 (en) | 1995-03-01 | 2007-04-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Longitudinally flexible expandable stent |
WO1997032546A1 (en) * | 1996-03-07 | 1997-09-12 | Med Institute, Inc. | An expandable stent |
US6666883B1 (en) | 1996-06-06 | 2003-12-23 | Jacques Seguin | Endoprosthesis for vascular bifurcation |
US8663311B2 (en) * | 1997-01-24 | 2014-03-04 | Celonova Stent, Inc. | Device comprising biodegradable bistable or multistable cells and methods of use |
CA2278640C (en) * | 1997-01-24 | 2007-12-11 | Petrus Antonius Besselink | Bistable spring construction for a stent and other medical apparatus |
US8353948B2 (en) * | 1997-01-24 | 2013-01-15 | Celonova Stent, Inc. | Fracture-resistant helical stent incorporating bistable cells and methods of use |
EP0884029B1 (en) * | 1997-06-13 | 2004-12-22 | Gary J. Becker | Expandable intraluminal endoprosthesis |
US6071308A (en) * | 1997-10-01 | 2000-06-06 | Boston Scientific Corporation | Flexible metal wire stent |
DE19750971A1 (de) * | 1997-11-18 | 1999-07-08 | Schneider Europ Gmbh | Stent zur Implantation im menschlichen Körper, insbesondere in Blutgefäße |
ATE326919T1 (de) | 1998-03-04 | 2006-06-15 | Boston Scient Ltd | Stent mit verbesserter zellenkonfiguration |
EP1065993B1 (en) * | 1998-03-05 | 2010-08-11 | Boston Scientific Limited | Intraluminal stent |
US6558415B2 (en) * | 1998-03-27 | 2003-05-06 | Intratherapeutics, Inc. | Stent |
US6132460A (en) | 1998-03-27 | 2000-10-17 | Intratherapeutics, Inc. | Stent |
US6132461A (en) * | 1998-03-27 | 2000-10-17 | Intratherapeutics, Inc. | Stent with dual support structure |
US6520983B1 (en) * | 1998-03-31 | 2003-02-18 | Scimed Life Systems, Inc. | Stent delivery system |
US6264689B1 (en) | 1998-03-31 | 2001-07-24 | Scimed Life Systems, Incorporated | Low profile medical stent |
US6171334B1 (en) * | 1998-06-17 | 2001-01-09 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Expandable stent and method of use |
US20020173839A1 (en) * | 1998-07-24 | 2002-11-21 | Leopold Eric W. | Intravascular flow modifier and reinforcement device with connected segments |
US6656218B1 (en) * | 1998-07-24 | 2003-12-02 | Micrus Corporation | Intravascular flow modifier and reinforcement device |
US6165194A (en) * | 1998-07-24 | 2000-12-26 | Micrus Corporation | Intravascular flow modifier and reinforcement device |
US6193744B1 (en) | 1998-09-10 | 2001-02-27 | Scimed Life Systems, Inc. | Stent configurations |
US6071307A (en) * | 1998-09-30 | 2000-06-06 | Baxter International Inc. | Endoluminal grafts having continuously curvilinear wireforms |
US7018401B1 (en) | 1999-02-01 | 2006-03-28 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Woven intravascular devices and methods for making the same and apparatus for delivery of the same |
US6709465B2 (en) | 1999-03-18 | 2004-03-23 | Fossa Medical, Inc. | Radially expanding ureteral device |
US7214229B2 (en) | 1999-03-18 | 2007-05-08 | Fossa Medical, Inc. | Radially expanding stents |
US6585756B1 (en) | 1999-05-14 | 2003-07-01 | Ernst P. Strecker | Implantable lumen prosthesis |
US6312459B1 (en) * | 1999-06-30 | 2001-11-06 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent design for use in small vessels |
US6254631B1 (en) * | 1999-09-23 | 2001-07-03 | Intratherapeutics, Inc. | Stent with enhanced friction |
US6331189B1 (en) * | 1999-10-18 | 2001-12-18 | Medtronic, Inc. | Flexible medical stent |
US6652579B1 (en) | 2000-06-22 | 2003-11-25 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Radiopaque stent |
US6799637B2 (en) | 2000-10-20 | 2004-10-05 | Schlumberger Technology Corporation | Expandable tubing and method |
DE10050971A1 (de) * | 2000-10-10 | 2002-04-11 | Biotronik Mess & Therapieg | Stent |
US6770086B1 (en) | 2000-11-02 | 2004-08-03 | Scimed Life Systems, Inc. | Stent covering formed of porous polytetraflouroethylene |
AU2006202182B2 (en) * | 2001-01-16 | 2010-03-25 | Halliburton Energy Services, Inc. | Expandable devices |
NO335594B1 (no) | 2001-01-16 | 2015-01-12 | Halliburton Energy Serv Inc | Ekspanderbare anordninger og fremgangsmåte for disse |
CA2745733C (en) * | 2001-01-16 | 2015-05-05 | Halliburton Energy Service, Inc. | Technique of forming expandable devices from cells that may be transitioned between a contracted state and an expanded state |
US6997944B2 (en) * | 2001-08-13 | 2006-02-14 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Apparatus and method for decreasing stent gap size |
AU2002337835B2 (en) | 2001-10-09 | 2007-04-05 | Cook Medical Technologies Llc | Cannula stent |
US7041139B2 (en) | 2001-12-11 | 2006-05-09 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Ureteral stents and related methods |
WO2003053284A1 (en) * | 2001-12-20 | 2003-07-03 | White Geoffrey H | An intraluminal stent and graft |
ATE423354T1 (de) * | 2002-04-02 | 2009-03-15 | Verizon Business Global Llc | Nachrichtenantwortsystem |
AU2003239369A1 (en) * | 2002-05-06 | 2003-11-17 | Abbott Laboratories | Endoprosthesis for controlled contraction and expansion |
EP1503700B1 (en) * | 2002-05-08 | 2012-09-26 | Abbott Laboratories | Endoprosthesis having foot extensions |
US7086476B2 (en) * | 2002-08-06 | 2006-08-08 | Schlumberger Technology Corporation | Expandable devices and method |
WO2004019820A1 (en) * | 2002-08-30 | 2004-03-11 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent with nested rings |
US6923829B2 (en) | 2002-11-25 | 2005-08-02 | Advanced Bio Prosthetic Surfaces, Ltd. | Implantable expandable medical devices having regions of differential mechanical properties and methods of making same |
US7625398B2 (en) * | 2003-05-06 | 2009-12-01 | Abbott Laboratories | Endoprosthesis having foot extensions |
US7625401B2 (en) * | 2003-05-06 | 2009-12-01 | Abbott Laboratories | Endoprosthesis having foot extensions |
DE10337739B4 (de) | 2003-08-12 | 2009-11-26 | Jotec Gmbh | Stent zur Implantation in ein Blutgefäß, insbesondere im Bereich des Aortenbogens |
JP2007529273A (ja) * | 2004-03-15 | 2007-10-25 | メドトロニック ヴァスキュラー インコーポレイテッド | 半径方向圧壊に耐えるステント |
ATE367132T1 (de) * | 2004-05-25 | 2007-08-15 | Cook William Europ | Stent und stentbeseitigungsvorrichtung |
WO2006014383A1 (en) * | 2004-07-02 | 2006-02-09 | Cook Incorporated | Stent having arcuate struts |
US7731890B2 (en) | 2006-06-15 | 2010-06-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methods of fabricating stents with enhanced fracture toughness |
US8747879B2 (en) | 2006-04-28 | 2014-06-10 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of fabricating an implantable medical device to reduce chance of late inflammatory response |
US7971333B2 (en) | 2006-05-30 | 2011-07-05 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Manufacturing process for polymetric stents |
US9517149B2 (en) | 2004-07-26 | 2016-12-13 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Biodegradable stent with enhanced fracture toughness |
JPWO2006051912A1 (ja) * | 2004-11-12 | 2008-05-29 | 株式会社 京都医療設計 | 脈管用ステント |
US7396366B2 (en) | 2005-05-11 | 2008-07-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Ureteral stent with conforming retention structure |
WO2007005800A1 (en) | 2005-06-30 | 2007-01-11 | Abbott Laboratories | Endoprosthesis having foot extensions |
US7599774B2 (en) * | 2006-03-10 | 2009-10-06 | Gm Global Technology Operations, Inc. | Method and system for adaptively compensating closed-loop front-wheel steering control |
US20070282421A1 (en) * | 2006-05-31 | 2007-12-06 | Parker Fred T | Stent Assembly for Protecting the Interior Surface of a Vessel |
JP4871692B2 (ja) * | 2006-09-29 | 2012-02-08 | テルモ株式会社 | 生体内留置用ステントおよび生体器官拡張器具 |
WO2008051935A1 (en) | 2006-10-22 | 2008-05-02 | Idev Technologies, Inc. | Methods for securing strand ends and the resulting devices |
US8876881B2 (en) | 2006-10-22 | 2014-11-04 | Idev Technologies, Inc. | Devices for stent advancement |
WO2008094504A1 (en) | 2007-01-29 | 2008-08-07 | Cook Incorporated | Medical prosthesis and method of production |
US8303644B2 (en) * | 2007-05-04 | 2012-11-06 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Stents with high radial strength and methods of manufacturing same |
US8663309B2 (en) | 2007-09-26 | 2014-03-04 | Trivascular, Inc. | Asymmetric stent apparatus and method |
US8066755B2 (en) | 2007-09-26 | 2011-11-29 | Trivascular, Inc. | System and method of pivoted stent deployment |
US8226701B2 (en) | 2007-09-26 | 2012-07-24 | Trivascular, Inc. | Stent and delivery system for deployment thereof |
BRPI0817488A2 (pt) | 2007-10-04 | 2017-05-16 | Trivascular Inc | enxerto vascular modular para perfil percutâneo baixo |
US8328861B2 (en) | 2007-11-16 | 2012-12-11 | Trivascular, Inc. | Delivery system and method for bifurcated graft |
US8083789B2 (en) | 2007-11-16 | 2011-12-27 | Trivascular, Inc. | Securement assembly and method for expandable endovascular device |
US8641753B2 (en) * | 2009-01-31 | 2014-02-04 | Cook Medical Technologies Llc | Preform for and an endoluminal prosthesis |
DK2434984T3 (en) * | 2009-05-30 | 2016-05-30 | Inst Für Textil Und Faserforschung Denkendorf Stiftung Des Öffentlichen Rechts Deutsche | medical Product |
DE102009042121B3 (de) * | 2009-09-18 | 2011-04-21 | Acandis Gmbh & Co. Kg | Medizinisches Gerät zum Einführen in ein Körperhohlorgan |
US8690749B1 (en) | 2009-11-02 | 2014-04-08 | Anthony Nunez | Wireless compressible heart pump |
US8808353B2 (en) | 2010-01-30 | 2014-08-19 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Crush recoverable polymer scaffolds having a low crossing profile |
US8568471B2 (en) | 2010-01-30 | 2013-10-29 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Crush recoverable polymer scaffolds |
US8328863B2 (en) | 2010-04-22 | 2012-12-11 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Optimal ratio of polar and bending moment of inertia for stent strut design |
US9023095B2 (en) | 2010-05-27 | 2015-05-05 | Idev Technologies, Inc. | Stent delivery system with pusher assembly |
US8556511B2 (en) | 2010-09-08 | 2013-10-15 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Fluid bearing to support stent tubing during laser cutting |
US8726483B2 (en) | 2011-07-29 | 2014-05-20 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods for uniform crimping and deployment of a polymer scaffold |
GB2514074A (en) * | 2011-09-06 | 2014-11-19 | Univ Malta | Stents with zero poisson's ratio cells |
GB2494632A (en) | 2011-09-09 | 2013-03-20 | Isis Innovation | Stent and method of inserting a stent into a delivery catheter |
US8992595B2 (en) | 2012-04-04 | 2015-03-31 | Trivascular, Inc. | Durable stent graft with tapered struts and stable delivery methods and devices |
US9498363B2 (en) | 2012-04-06 | 2016-11-22 | Trivascular, Inc. | Delivery catheter for endovascular device |
US20160059031A1 (en) * | 2012-06-26 | 2016-03-03 | University Of Rochester | Catheter/Stent System For Activation of Photodynamic Therapy Within The Catheter/Stent System |
KR101231197B1 (ko) * | 2012-09-20 | 2013-02-07 | 썬텍 주식회사 | 고분자 스텐트 |
KR101489263B1 (ko) | 2014-02-26 | 2015-02-04 | 썬텍 주식회사 | 고분자 스텐트의 제조방법 및 폴리락트산 고분자 스텐트 |
US10010436B2 (en) | 2012-09-20 | 2018-07-03 | Dotter Intellectual Pte, Ltd. | Polymeric stent and methods of manufacturing the same |
EP4147680A1 (en) * | 2013-11-08 | 2023-03-15 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Endoluminal device |
CN105250058B (zh) * | 2015-10-26 | 2017-08-29 | 先健科技(深圳)有限公司 | 管腔编织支架 |
US11565104B1 (en) * | 2021-08-09 | 2023-01-31 | Yossi Gross | Magnetically-driven reciprocating intravascular blood pump |
CN115624422B (zh) * | 2022-12-19 | 2023-04-07 | 北京心祐医疗科技有限公司 | 血管支架 |
Family Cites Families (30)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
SE445884B (sv) * | 1982-04-30 | 1986-07-28 | Medinvent Sa | Anordning for implantation av en rorformig protes |
US4733665C2 (en) * | 1985-11-07 | 2002-01-29 | Expandable Grafts Partnership | Expandable intraluminal graft and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft |
US5102417A (en) * | 1985-11-07 | 1992-04-07 | Expandable Grafts Partnership | Expandable intraluminal graft, and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft |
US4856516A (en) * | 1989-01-09 | 1989-08-15 | Cordis Corporation | Endovascular stent apparatus and method |
DE3918736C2 (de) | 1989-06-08 | 1998-05-14 | Christian Dr Vallbracht | Kunststoffüberzogene Metallgitterstents |
US5035706A (en) | 1989-10-17 | 1991-07-30 | Cook Incorporated | Percutaneous stent and method for retrieval thereof |
US5344426A (en) * | 1990-04-25 | 1994-09-06 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method and system for stent delivery |
EP0480667B1 (en) | 1990-10-09 | 1996-03-20 | Cook Incorporated | Percutaneous stent assembly |
FR2671280B1 (fr) * | 1991-01-03 | 1993-03-05 | Sgro Jean Claude | Endoprothese vasculaire autoexpansible a elasticite permanente, a faible raccourcissement et son materiel d'application. |
WO1992016166A1 (en) * | 1991-03-25 | 1992-10-01 | Meadox Medical Inc. | Vascular prosthesis |
US5507767A (en) | 1992-01-15 | 1996-04-16 | Cook Incorporated | Spiral stent |
US5405377A (en) | 1992-02-21 | 1995-04-11 | Endotech Ltd. | Intraluminal stent |
US5370683A (en) | 1992-03-25 | 1994-12-06 | Cook Incorporated | Vascular stent |
US5354308A (en) * | 1992-05-01 | 1994-10-11 | Beth Israel Hospital Association | Metal wire stent |
WO1995014500A1 (en) * | 1992-05-01 | 1995-06-01 | Beth Israel Hospital | A stent |
US5496365A (en) * | 1992-07-02 | 1996-03-05 | Sgro; Jean-Claude | Autoexpandable vascular endoprosthesis |
DE69308568T2 (de) | 1992-08-06 | 1997-10-02 | Cook William Europ | Prothese zum stützen eines blutgefässes oder eines lumens eines hohlorgans |
EP0664689A4 (en) * | 1992-10-13 | 1997-02-26 | Boston Scient Corp | EXPANSION DEVICE FOR BODY CROSSINGS WITH PERISTALTIC MOVEMENT. |
DE4303181A1 (de) * | 1993-02-04 | 1994-08-11 | Angiomed Ag | Implantierbarer Katheter |
AU693779B2 (en) * | 1993-07-23 | 1998-07-09 | Cook Medical Technologies Llc | A flexible stent having a pattern formed from a sheet of material |
KR970004845Y1 (ko) | 1993-09-27 | 1997-05-21 | 주식회사 수호메디테크 | 내강확장용 의료용구 |
US5643312A (en) * | 1994-02-25 | 1997-07-01 | Fischell Robert | Stent having a multiplicity of closed circular structures |
US5449373A (en) * | 1994-03-17 | 1995-09-12 | Medinol Ltd. | Articulated stent |
ES2126896T3 (es) * | 1994-05-19 | 1999-04-01 | Scimed Life Systems Inc | Dispositivos mejorados de soporte de tejidos biologicos. |
US5397355A (en) * | 1994-07-19 | 1995-03-14 | Stentco, Inc. | Intraluminal stent |
CA2134997C (en) * | 1994-11-03 | 2009-06-02 | Ian M. Penn | Stent |
US5630829A (en) * | 1994-12-09 | 1997-05-20 | Intervascular, Inc. | High hoop strength intraluminal stent |
US5591197A (en) * | 1995-03-14 | 1997-01-07 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Expandable stent forming projecting barbs and method for deploying |
US5593442A (en) * | 1995-06-05 | 1997-01-14 | Localmed, Inc. | Radially expansible and articulated vessel scaffold |
US5562697A (en) * | 1995-09-18 | 1996-10-08 | William Cook, Europe A/S | Self-expanding stent assembly and methods for the manufacture thereof |
-
1995
- 1995-09-11 DK DK099595A patent/DK171865B1/da not_active IP Right Cessation
-
1996
- 1996-09-09 EP EP96928362A patent/EP0850032B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-09-09 EP EP02078621A patent/EP1266636B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-09-09 JP JP51157097A patent/JP3714959B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1996-09-09 AT AT02078621T patent/ATE367133T1/de not_active IP Right Cessation
- 1996-09-09 HU HU9901058A patent/HU220476B1/hu not_active IP Right Cessation
- 1996-09-09 CN CN96197971A patent/CN1131017C/zh not_active Expired - Lifetime
- 1996-09-09 DE DE69637173T patent/DE69637173T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1996-09-09 PL PL96325463A patent/PL183920B1/pl not_active IP Right Cessation
- 1996-09-09 DE DE69630695T patent/DE69630695T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1996-09-09 AU AU67861/96A patent/AU712001B2/en not_active Ceased
- 1996-09-09 AT AT96928362T patent/ATE253878T1/de not_active IP Right Cessation
- 1996-09-09 WO PCT/DK1996/000375 patent/WO1997009945A1/en active IP Right Grant
- 1996-09-09 RU RU98107324/14A patent/RU2175531C2/ru not_active IP Right Cessation
- 1996-09-09 CZ CZ1998715A patent/CZ289423B6/cs not_active IP Right Cessation
- 1996-09-09 DK DK96928362T patent/DK0850032T3/da active
- 1996-09-09 ES ES96928362T patent/ES2210383T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1996-09-10 US US08/711,048 patent/US5928280A/en not_active Expired - Lifetime
-
2001
- 2001-01-25 RU RU2001102543/14A patent/RU2257180C2/ru active
-
2003
- 2003-09-09 JP JP2003317301A patent/JP3886951B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
PL325463A1 (en) | 1998-07-20 |
DE69630695T2 (de) | 2004-11-04 |
WO1997009945A1 (en) | 1997-03-20 |
AU6786196A (en) | 1997-04-01 |
RU2257180C2 (ru) | 2005-07-27 |
ATE253878T1 (de) | 2003-11-15 |
DE69630695D1 (de) | 2003-12-18 |
EP1266636A3 (en) | 2004-01-07 |
EP1266636B1 (en) | 2007-07-18 |
CN1201380A (zh) | 1998-12-09 |
EP0850032A1 (en) | 1998-07-01 |
JP2004073876A (ja) | 2004-03-11 |
DK99595A (da) | 1996-02-08 |
CZ289423B6 (cs) | 2002-01-16 |
HU220476B1 (hu) | 2002-02-28 |
JP3886951B2 (ja) | 2007-02-28 |
CN1131017C (zh) | 2003-12-17 |
HUP9901058A2 (hu) | 1999-07-28 |
RU2175531C2 (ru) | 2001-11-10 |
DE69637173T2 (de) | 2007-12-06 |
DE69637173D1 (de) | 2007-08-30 |
ATE367133T1 (de) | 2007-08-15 |
US5928280A (en) | 1999-07-27 |
JP3714959B2 (ja) | 2005-11-09 |
DK0850032T3 (da) | 2004-03-22 |
HUP9901058A3 (en) | 1999-11-29 |
DK171865B1 (da) | 1997-07-21 |
ES2210383T3 (es) | 2004-07-01 |
AU712001B2 (en) | 1999-10-28 |
JPH11512306A (ja) | 1999-10-26 |
EP1266636A2 (en) | 2002-12-18 |
PL183920B1 (pl) | 2002-08-30 |
EP0850032B1 (en) | 2003-11-12 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
CZ71598A3 (cs) | Roztažitelný nitrocévní implantát | |
CA2247891C (en) | An expandable stent | |
CA2235911C (en) | Stent and stent-graft for treating branched vessels | |
US5849037A (en) | Self-expanding stent for a medical device to be introduced into a cavity of a body, and method for its preparation | |
US5925061A (en) | Low profile vascular stent | |
US7892277B2 (en) | Self expanding bifurcated endovascular prosthesis | |
EP2352465B1 (en) | Multi-section stent | |
EP0938878A2 (en) | Wire reinforced vascular prosthesis | |
EP0357003A2 (en) | Radially expandable endoprothesis | |
CA2524855C (en) | Eversible locking mechanism for modular stents | |
AU716126B2 (en) | An expandable endovascular stent | |
HU222553B1 (hu) | Kitágítható endovaszkuláris feszitőkeret |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
PD00 | Pending as of 2000-06-30 in czech republic | ||
MM4A | Patent lapsed due to non-payment of fee |
Effective date: 20080909 |