ES2252926T3 - Injerto reforzado. - Google Patents
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Abstract
Un método de formar un injerto reforzado, que incluye las operaciones de proporcionar una lámina (10) de material de injerto flexible que tiene bordes laterales opuestos, unir material de refuerzo filamentoso (12) a la lámina de manera que se forme un diseño sinuoso, caracterizado porque en dicho diseño una pluralidad de regiones esencialmente lineales (14) se extienden lateralmente con respecto a los bordes laterales y se unen mediante porciones de conexión (16, 18), y porque la lámina es transformada en una forma esencialmente tubular llevando a juntarse los bordes laterales para formar una juntura longitudinal.
Description
Injerto reforzado.
Esta invención se refiere a un injerto reforzado
y a un método de producir un tal injerto que puede ser utilizado
para el tratamiento de aneurismas, por ejemplo en la aorta, por una
técnica endoluminal, que es mínimamente invasiva y que puede por
tanto ser utilizada en muchos pacientes que son demasiado viejos o
delicados para poder resistir cirugía convencional.
Los injertos vasculares convencionales consisten
comúnmente en un tubo textil o polímero que se implanta en un
paciente en una operación quirúrgica abierta principal. Los injertos
que han sido implantados endoluminalmente, es decir desde dentro de
la vena, consisten en injertos que se combinan con "stents".
Tales injertos son de producción muy engorrosa y esto causa
particulares problemas cuando se requiere producir un injerto hecho
a la medida con poca antelación.
Adicionalmente, uno de los mayores problemas de
los injertos vasculares existentes para cirugía endoluminal es que,
debido a los tortuosos codos o dobleces encontrados normalmente
entre las arterias aorta e ilíaca de pacientes con aneurismas,
existe la tendencia a que los injertos tubulares existentes se
aplasten, al menos parcialmente. Esto es debido a que, cuando el
tubo se curva por cualquier razón, el diámetro externo de la curva
es necesariamente mayor que el interno, y el exceso de material del
injerto en el diámetro interno de la curva se pliega dentro del
conducto, estrechándolo así o incluso cerrándolo completamente. Este
problema se presenta también en injertos vasculares para reparar,
por ejemplo, la arteria poplítea debido a los movimientos de
doblado extremos que se comunican a esta arteria durante la
flexión.
Además, una vez que el cirujano ha introducido un
injerto en una arteria en la posición correcta, es necesario
asegurar que está retenida de manera segura en tal posición.
Algunos dispositivos en uso hasta la fecha están
basados en la combinación de un "stent" con un injerto, siendo
un "stent" un cilindro metálico relativamente rígido con
paredes provistas de ventanas. Esto produce un fuerte implante,
pero que es relativamente inflexible. Una complicación frecuente de
enfermedad arterial es el desarrollo de vasos altamente tortuosos a
través de los cuales es muy difícil hacer pasar "stents" de
injerto esencialmente rígidos.
La mayoría de los "stents" de injerto
requieren el inflado de un globo dentro de ellos para dilatar el
injerto para adaptarlo al interior del vaso sanguíneo, aunque han
sido introducidos recientemente diseños de expansión automática.
La mayoría de los diseños existentes implican el
uso de un "stent" que lleva consigo usualmente técnicas de
construcción caras, tales como corte por láser y soldadura de
plasma.
En la unión del "stent" formado previamente
al injerto, los dispositivos actuales implican usualmente múltiples
puntadas individuales alrededor del "stent" y unidas al
injerto. Estas puntadas son necesariamente unidas a mano en un
proceso costoso y engorroso.
Un problema más de los diseños actuales, que se
originan de los componentes esenciales del "stent", es la
dificultad de diseñar injertos bifurcados que puedan ser utilizados
en, por ejemplo, la bifurcación aorta-ilíaca.
Un problema más asociado con largos "stent"
de injerto, particularmente en las arterias del limbo inferior, es
la irritación de las arterias que se origina del trauma de inserción
y de la presencia a largo plazo del material sintético.
El documento WO 97/33532 (Medtronic, Inc.)
describe un injerto reforzado que incluye un material de forro
expansible al cual se une un "stent" en la forma de un
serpentín expansible que consiste preferiblemente en una serie de
elementos articulados en forma de rombo. La retícula de serpentín
puede ser cortada de material de lámina o puede ser aplicada a una
tira de material de forro que es después arrollada sobre un mandril
en una configuración helicoidal y los bordes adyacentes de la tira
cosidos entre sí para formar el "stent"-injerto helicoidal.
El documento WO 95/29647 (Scimed Life Systems,
Inc.) describe un "stent" vascular que tiene colágeno aplicado
al mismo para aumentar la biocompatibilidad del "stent" en
implantación.
La presente invención pretende proporcionar un
injerto reforzado mejorado y un método de fabricar un tal
injerto.
De acuerdo con un aspecto de la presente
invención, se proporciona un injerto reforzado que comprende
material de injerto flexible en la forma de un tubo que tiene
material de refuerzo filamentoso unido al mismo, en el que dicho
material se une en una serie de collares o anillos circunferenciales
esencialmente lineales, separados longitudinalmente a lo largo del
tubo, estando cada uno de los collares unido mediante porciones de
conexión, caracterizado porque el tubo se forma a partir de una
lámina de material de injerto flexible con bordes laterales
opuestos, que ha sido transformada en un tubo al juntar los bordes
laterales para formar una juntura longitudinal.
Ventajosamente, la lámina de material se
transforma en un tubo con los elementos de refuerzo extendiéndose
anularmente alrededor del tubo.
Los elementos de refuerzo son preferiblemente
compresibles radialmente con respecto al tubo.
Cuando el injerto se transforma en su
configuración en uso, los elementos de refuerzo son de preferencia
tensados previamente. Esto hace posible el uso de elementos de
refuerzo que son más deformables que los dispositivos de la técnica
anterior.
El injerto puede incluir al menos un marcador
radio-opaco aplicado como bordado sobre el injerto.
Ventajosamente, el marcador proporciona una indicación de la parte
del injerto a la que está aplicado el marcador como bordado. Por
ejemplo, el marcador puede tener una indicación "I", "D",
"A" ó "P" que indica, respectivamente, izquierda,
derecha, anterior o posterior. Se podrían disponer en el injerto una
pluralidad de marcadores opacos.
Resultará evidente que un marcador aplicado como
bordado puede ser también dispuesto sobre un "stent"
proporcionando material aplicable sobre el "stent".
En la realización, el injerto puede incluir en un
extremo del mismo una pluralidad de miembros flexibles que se
extiendan en una dirección longitudinal del injerto desde un
perímetro anular del mismo, estando dispuesto un anillo en un
extremo libre de los miembros flexibles, siendo los miembros
flexibles deformables esencialmente hasta el punto de proporcionar
un cuello flexible alrededor del cual puede girar el anillo. Esta
estructura puede proporcionar una guía frontal al injerto que
facilite considerablemente la inserción del injerto en, por
ejemplo, una arteria, y que mejora en gran medida la fijación en
vasos muy tortuosos.
Preferiblemente, los miembros alargados
proporcionan una trayectoria de flujo dentro del injerto.
En la realización preferida, los miembros
alargados están provistos de púas o rebabas en sus extremos
distantes del injerto, para fijara el injerto en, por ejemplo, una
arteria. Alternativamente, se pueden disponer púas separadas en el
anillo.
De acuerdo con otro aspecto de la presente
invención, se proporciona un método de formar un injerto reforzado,
que incluye las operaciones de proporcionar una lámina de material
de injerto flexible que tiene bordes laterales opuestos, unir
material de refuerzo filamentoso a la lámina de manera que se forme
un diseño sinuoso, caracterizado porque en dicho diseño se
extienden una pluralidad de regiones esencialmente lineales
lateralmente con respecto a los bordes laterales y se unen
conectando porciones y transformando la lámina en una configuración
esencialmente tubular al llevar a juntarse los bordes laterales
para formar una juntura longitudinal.
Este método hace posible que el injerto sea
producido por medio de máquinas convencionales.
Preferiblemente, el método incluye una operación
de coser guías sobre los elementos de refuerzo, moviendo los
elementos de refuerzo hacia su posición correcta sobre la lámina de
material, y después coser los elementos de refuerzo en posiciones
esencialmente fijas sobre la lámina de material.
Ventajosamente, los elementos de refuerzo se
cosen de manera floja sobre la lámina de material. Por ejemplo, se
pueden utilizar puntadas espaciadas para hacer posible una ligera
ondulación o retorcimiento del material entre las puntadas durante
la compresión del injerto. Alternativamente, se pueden utilizar
puntadas que tengan una anchura de puntadas de 2 a 9 veces la
anchura de los elementos de refuerzo.
Ventajosamente, se usa un hilo revestido, de
fricción reducida, para hacer posible algún movimiento de los
elementos de refuerzo con relación a la lámina de material,
particularmente en la compresión del injerto acabado.
En la realización preferida, los elementos de
refuerzo son proporcionados por un único alambre cosido en forma de
una escalera de porciones esencialmente rectas conectadas mediante
porciones de conexión esencialmente en forma de U. Las porciones de
conexión pueden ser de forma redonda o esencialmente cuadrada.
Ventajosamente, el injerto se forma de manera que
las porciones de conexión se solapen. En la realización preferida,
las porciones de conexión que se solapan son cosidas entre sí.
Los elementos de refuerzo pueden ser conectados a
la lámina de tejido flexible por medio de una puntada de fijación o
eslabón de cadena.
Los elementos de refuerzo pueden ser unidos en
esencia paralelamente a la trama o a la urdimbre del tejido o
esencialmente a 45º con respecto a la trama o la urdimbre del
tejido. Proporcionando elementos de refuerzo esencialmente
paralelos a la trama o a la urdimbre del tejido se proporciona una
estructura estable y esencialmente no elástica. Por otra parte,
disponiendo elementos de refuerzo esencialmente a 45º con respecto a
la trama o la urdimbre se proporciona un dispositivo más
elástico.
La realización preferida puede proporcionar un
injerto de refuerzo que sea lo suficientemente flexible para
permitirle ser extraído a través de vasos tortuosos y tenga
suficiente rigidez radial para resistir al retorcimiento y el
subsiguiente aplastamiento, que podrían ocluir el flujo de sangre a
través del injerto. Se puede utilizar para implantación
endovascular en arterias enfermas tales como la aorta, la carótida,
la ilíaca, la femoral y arterias poplíteas. Existen otras
aplicaciones del dispositivo en vasos del cuerpo tales como venas,
conductos de bilis, esófago, tráquea, etc.
Preferiblemente, el injerto reforzado es de
expansión automática en el grado en el que no requiere un globo para
el inflado.
Ventajosamente, el injerto reforzado no implica
la fabricación y unión separadas de un "stent" y puede ser
fabricado de manera sencilla y relativamente rápida. La simplicidad
de la construcción preferida está destinada a ayudar en la
producción de injertos bifurcados, estrechados y de conexión.
Se prefiere que el injerto sea preferiblemente
flexible o blando para que pueda ser vuelto del revés de manera que
cuando se inserta inicialmente, la parte proximal del injerto pueda
ser retenida y se pueda tirar de la parte distante a través de la
parte proximal para que, finalmente, el injerto sea vuelto del revés
extremo con extremo. Esta posibilidad reduce el trauma de
implantación de grandes longitudes de injerto.
Un ejemplo de un método de producir un injerto
reforzado comprende las operaciones de unir material de refuerzo
filamentoso a una lámina de material de injerto flexible que tiene
bordes laterales opuestos de manera que el material de refuerzo se
extienda lateralmente sobre la lámina con respecto a los bordes
laterales opuestos y se una preferiblemente a lo largo
esencialmente de la totalidad de su longitud a la lámina;
transformar la lámina en un tubo que tenga una juntura
longitudinal; y preferiblemente asegurar juntos el material de
refuerzos en lados opuestos de la juntura longitudinal.
En este ejemplo, el material de refuerzo puede
ser unido a la lámina de manera muy exacta y conveniente en los
lugares requeridos cuando aquel se tiende en estado plano y antes de
que la lámina se transforme en un tubo, evitando así la
complicación de unir el material de refuerzo a un tubo preformado de
material de injerto.
Preferiblemente, el material de refuerzo
filamentoso se une a la lámina de material de injerto flexible de
manera que defina un diseño sinuoso del material de refuerzo en el
que una pluralidad de regiones esencialmente lineales que se
extienden lateralmente con respecto a la lámina se unen mediante
dobleces o curvas, y los dobleces de un lado del diseño sinuoso se
aseguran a regiones correspondientes del material de refuerzo en el
otro lado. De este modo, se disponen anillos espaciados de material
de refuerzo filamentoso que se aseguran al tubo, estando los
anillos separados en la dirección longitudinal de la extensión del
tubo. Se comprenderá que estos anillos pueden ser apropiadamente
espaciados para que permitan la flexibilidad requerida del tubo
para hacer posible doblarlo alrededor de dobleces tortuosos
encontrados comúnmente en las arterias de pacientes, mientras
soportan todavía el tubo de tal modo que se evita el retorcimiento u
ondulación del mismo exclusivamente en una región localizada. De
este modo, cuando se dobla el tubo, está obligado a doblarse en una
serie de pequeñas ondulaciones entre los anillos de refuerzo, y
hace posible con ello seguir las curvaturas encontradas en la
práctica sin estenosis significativa del conducto o ánima.
En una realización particularmente preferida, los
dobleces se aseguran utilizando ataduras que no se hacen pasar a
través de la pared del tubo. Esto se puede efectuar simplemente
haciendo pasar las ataduras sólo alrededor de la parte del material
filamentoso que se ha de unir conjuntamente y anudarlas.
La juntura del tubo se forma preferiblemente
asegurando la lámina a lo largo de los bordes laterales y después
plegando la porción del tubo en la región de la juntura de manera
que el pliegue esté dispuesto en el exterior del tubo.
Otro ejemplo de un método de producir un injerto
de refuerzo comprende las operaciones de asegurar material de
anclaje filamentoso al material de injerto flexible uniéndolo al
material de injerto sobre una pluralidad de dobleces separados en
el material de anclaje filamentoso; y cortar el material filamentoso
en regiones entre los dobleces de manera que se formen una
pluralidad de cerdas o púas del material filamentoso, que sobresalen
del material de injerto flexible.
Las cerdas o púas (en lo que sigue denominadas en
general cerdas) actúan como anclajes efectivos que retienen el
injerto en posición durante el uso y pueden ser incluso más largas
que el espesor de la pared de la arteria u otro órgano en el que se
haya de fijar el injerto.
Preferiblemente, el material de injerto flexible
es de la forma de una lámina, y este método incluye la operación de
transformar la lámina en un tubo de manera que el material de
anclaje filamentoso está dispuesto sobre la superficie exterior del
tubo. La operación de cortar puede ser realizada antes de que sea
formado el tubo, pero es realizada preferiblemente después.
Preferiblemente, los dobleces se forman de manera
que, aunque puedan orientarse todos en la misma dirección general
con relación a la dirección de extensión del tubo, algunas de las
cerdas se extiendan desde los dobleces según ángulos diferentes con
relación a otras en la dirección de extensión del tubo. Esto se
puede conseguir haciendo algunos de los dobleces más tenaces que
los otros.
La lámina de material de injerto flexible puede
ser una tela tejida o no tejida formada, por ejemplo, de un
polímero apropiado biocompatible, tal como un poliéster
biocompatible. Una tela de microfibras de poliéster tejidas
(normalmente, fibra de 6-7 \mum de diámetro) es
particularmente preferida, la cual puede ser revestida, por
ejemplo, con gelatina u otro material para mejorar el crecimiento
interno del tejido o reducir el carácter trombogénico o la
permeabilidad.
El material filamentoso puede ser unido a una
superficie de la lámina mediante pegamento o soldadura. Sin
embargo, se prefiere efectuar la unión mediante cosido,
preferiblemente utilizando una máquina bordadora controlada por
ordenador. El cosido puede ser efectuado esencialmente en la
totalidad de la longitud del material de refuerzo filamentoso que
se asegura completamente a la lámina de material de injerto flexible
y no puede ser así desplazado con relación a la lámina.
El material filamentoso es preferiblemente un
material que tiene propiedades superelásticas y/o con memoria de
forma, por ejemplo una aleación superelástica o con memoria de
forma, tal como una aleación de níquel-titanio (por
ejemplo Nitinol - 50Ni/50Ti), y es preferiblemente también de la
forma de un alambre. El alambre puede tener un diámetro de
aproximadamente 0,2 mm. Sin embargo, está dentro del campo de la
presente invención que el material de refuerzo sea cualquier
material apropiado biocompatible apropiado para implantación, por
ejemplo nilón, poliéster, seda, ácido poliglicólico, ácido
poliáctico, metal o aleación o cualquier combinación de ellos.
La realización preferida incluye una combinación
de las características y métodos descritos en esta memoria. Así, se
prefiere que las porciones del material de refuerzo filamentoso
utilizadas en el primer método descrito anteriormente definan la
pluralidad de dobleces proporcionados en el segundo método descrito
anteriormente. En tal caso, el material de refuerzo filamentoso es
elegido para que sea suficientemente rígido para comunicar las
propiedades de anclaje requeridas de las cerdas formadas a partir de
los dobleces.
Una estructura de muelle puede ser dispuesta en
uno o ambos extremos del injerto tubular de manera que ayude en la
retención del injerto tubular contra la pared de la arteria en la
que se sitúa el injerto en uso.
Un ejemplo de injerto de refuerzo comprende un
cuerpo tubular formado de material de injerto flexible, y un
material de refuerzo filamentoso asegurado al material de injerto en
un diseño tal que el material de refuerzo filamentoso se extienda
alrededor del tubo y longitudinalmente con respecto al mismo para
permitir doblarse al cuerpo tubular así reforzado, en el que el
diseño se define mientras el material de refuerzo filamentoso está
siendo asegurado al material de injerto. Esto se puede conseguir
antes de que sea formado el cuerpo tubular a partir de una lámina
del material de injerto como se ha descrito anteriormente, o se
puede conseguir asegurando el material de refuerzo filamentoso al
cuerpo tubular previamente formado. El diseño puede ser una
disposición helicoidal del material de refuerzo filamentoso
alrededor del cuerpo tubular, o puede ser una disposición sinuosa
como se ha descrito anteriormente. Una disposición sinuosa en la que
se solapen e intercalen dobleces opuestos (véase más adelante)
puede ayudar a comunicar resistencia de columna al cuerpo
tubular.
Normalmente en las realizaciones descritas en
esta memoria el refuerzo no constituye un "stent" autónomo.
En lo que sigue se describen varias realizaciones
de la presente invención, a modo de ejemplo solamente, con
referencia a los dibujos que se acompañan, en los que:
La figura 1 es un diagrama esquemático de una
primera realización de injerto reforzado antes de su arrollamiento
en una forma tubular;
La figura 2 es un diagrama esquemático de una
segunda realización de injerto reforzado antes del arrollamiento a
una forma troncocónica;
La figura 3a es un diagrama esquemático de parte
del injerto de la figura 1 o la figura 2 cuando está arrollado a
una forma tubular o troncocónica;
La figura 3b es un diagrama esquemático similar
al de la figura 3a, que muestra la intercalación de extremos de
peldaños adyacentes;
La figura 4 es un diagrama esquemático de otra
realización de injerto reforzado antes de arrollarlo a una forma
troncocónica;
La figura 5 es un diagrama esquemático de otra
realización de injerto reforzado antes de arrollar a una forma
troncocónica;
Las figuras 6a y 6b muestran dos métodos
diferentes de unir un injerto reforzado a la forma tubular,
oponiéndose ambos extremos de un peldaño de refuerzo uno a
otro;
La figura 7 es un diagrama esquemático que
muestra un método de coser una retícula en escalera de refuerzo;
La figura 8 es un diagrama esquemático que
muestra la realización de injerto reforzado de la figura 1 en un
estado flexionado;
La figura 9 es un diagrama esquemático de otra
realización de injerto reforzado antes de arrollarlo a una forma
tubular;
La figura 10 es una vista en perspectiva de otra
realización de injerto reforzado que muestra un alambre cosido o
tejido a través de una lámina de material de tejido de injerto,
antes del arrollamiento;
La figura 11 es una vista en perspectiva de otra
realización de injerto reforzado;
Las figuras 12 a 22 son diagramas esquemáticos de
otras realizaciones de injerto reforzado que no caen dentro del
alcance de la presente invención;
Las figuras 23a a 23f son diagramas esquemáticos
que muestran cómo se pueden formar púas o cerdas;
Las figuras 24a y 24b muestran otra realización
de injerto reforzado; y
La figura 25 es una vista esquemática de un
alambre de refuerzo, púa o elemento radio-opaco
cosidos por una máquina de coser a una lámina de tejido.
En las realizaciones preferidas descritas en lo
que sigue, el injerto comprende una lámina de polímero textil que
puede ser o bien plana o transformada en un tubo. La lámina es a
continuación reforzada uniendo uno o más tramos de alambre fino al
material, ya sea mediante cosido a la superficie, enhebrado a través
de bolsillos formados en el material, enhebrando el alambre a
través del cuerpo del material, tejiendo, trenzando o tricotando el
alambre en el cuerpo del material en el momento de la
fabricación.
Un método conveniente de aplicar rápidamente el
alambre al tejido plano descrito con detalle en lo que sigue, es
mediante el uso de una máquina bordadora controlada por ordenador,
la cual se usa para formar puntadas sobre el alambre y unirlo al
tejido. Esta técnica está restringida por la maquinaria disponible a
tejido plano que es a continuación arrollado y unido para formar un
tubo.
Métodos alternativos de construcción permiten
unir el alambre a dispositivos tubulares, obviando la necesidad de
una junta a lo largo de la longitud del dispositivo. Tales juntas
han sido implicadas en fallos a más largo plazo de algunos
implantes.
El diseño en el que se dispone el alambre sobre
el tejido es importante para conseguir características mecánicas
satisfactorias. El alambre se dispone para discurrir de manera
aproximada circunferencialmente alrededor del injerto y de manera
aproximadamente perpendicular a lo largo del eje del dispositivo. El
alambre es situado a lo largo de la longitud del injerto y cada
sección aproximadamente circunferencial puede ser conectada a otras
secciones circunferenciales de manera que, en el límite, la
totalidad del injerto pueda ser reforzada por un alambre único.
Los intervalos entre cada vuelta sucesiva
aproximadamente circunferencial son significativos porque está entre
estas partes en que el tejido del injerto puede producir pequeñas
ondulaciones, permitiendo que la totalidad del injerto sea doblado
y plegado sin aplastamiento de la sección transversal.
Con referencia a la figura 1, la realización de
injerto reforzado mostrado incluye una lámina de tejido 10 del tipo
utilizado para injertos. Sobre esta lámina 10 se dispone un alambre
12 que está preferiblemente dispuesto previamente según un diseño
de escalera esencialmente plana en la que las porciones rectas 14
del alambre 12 pueden situarse ya sea perpendicularmente al eje
longitudinal de la lámina 10 en un ligero ángulo con respecto a la
normal a este eje.
La realización según se muestra en la figura 1
es, en uso, arrollada en forma de tubo de tal manera que los
extremos redondeados opuestos 16, 18 de la escalera de alambre 12
resultan situados adyacentes entre sí. Cuando las porciones rectas
14 del alambre se sitúan perpendicularmente al eje longitudinal de
la lámina 10, los extremos redondeados 16, 18 del alambre 12 se
entrelazan, como se puede ver en las figuras 3a y 3b. Esto se
describe con más detalle en lo que sigue.
Por otra parte, cuando las porciones rectas 14 de
la escalera de alambre 12 están dispuestas según el ángulo
apropiado con respecto a la perpendicular, los extremos opuestos
redondeados 16, 18 pueden ser hechos oponerse o solaparse entre sí,
de la manera mostrada en las figuras 6a y 6b, también descrita con
más detalle en lo que sigue.
La figura 2 muestra otra realización de injerto
reforzado que incluye una lámina de material de injerto 20 que se
estrecha desde un extremo al otro en una dirección longitudinal de
la lámina 20 y un alambre 22 de material de refuerzo configurado a
la manera de escalera y que se estrecha de un modo similar a la
lámina 20.
Las porciones rectas 24 del alambre de refuerzo
22 pueden situarse perpendicularmente al eje longitudinal de la
lámina 20 o según un ligero ángulo con respecto a ella, de una
manera similar a la realización de la figura 1, de manera que se
producen los efectos mostrados en las figuras 3a, 3b, 6a y 6b.
La figura 4 muestra una realización de injerto
reforzado similar al de la figura 2, en la que las porciones rectas
24' se sitúan perpendicularmente al eje longitudinal de la lámina
20' y en la que en el extremo ancho de la lámina 20' está dispuesta
una porción 30 de alambre en la que los "peldaños" individuales
tienen un paso mucho más pequeño. Esto produce una abertura más
rígida en el injerto.
En la realización de la figura 5, el alambre de
refuerzo 32 es aplicado como bordado sobre el material de lámina 40
como un diseño sinuoso que se extiende en la longitud de la lámina
40 entre los elementos de muelle proporcionados por el alambre 32.
El diseño sinuoso comprende una pluralidad de partes lineales 34 que
son de manera aproximada paralelas mutuamente y que se extienden
lateralmente con respecto a la lámina 40 entre los bordes laterales
de la lámina. La separación entre estas partes lineales 34 es mayor
en la parte más ancha superior del material de lámina 40 que en la
parte más estrecha. Junto a las partes lineales 34 están unidas
conjuntamente de manera alternativa por dobleces semicirculares 36,
38 dispuestos adyacentes a los bordes laterales de la lámina
40.
Cuando la lámina 40 que tiene el alambre de
refuerzo aplicado como bordado sobre ella se curva para formar un
tubo, el alambre 32, como en las realizaciones de las figuras 1, 2 y
4, queda en el exterior del tubo. Los bordes laterales ahora
adyacentes de la lámina están cosidos conjuntamente para formar una
costura que es plegada de manera que se sitúa al interior o al
exterior del tubo de modo que dobleces adyacentes 16, 18 de lados
opuestos de la costura o juntura pueden ser asegurados conjuntamente
mediante anudamiento utilizando ataduras.
Así, en esta realización, las regiones lineales
34 del tubo completado definen una pluralidad de anillos alrededor
del injerto tubular. Estos anillos están separados longitudinalmente
en la dirección de extensión del injerto tubular y de este modo
permiten que este último sea doblado de una manera controlada sin
retorcimiento indebido en cualquier lugar concreto, mitigando con
ello el riesgo de estenosis significativa en uso. El extremo del
injerto tubular correspondiente a la región inferior ilustrada en la
figura 5 es de diámetro menor y mantiene, en este ejemplo, una
relación similar de separación de anillo a diámetro de injerto.
El paso del diseño sinuoso es variado
longitudinalmente con respecto a la lámina 40 de manera que el paso
es mayor en la sección del injerto 34 que se haya de someter al
mayor grado de curvatura. En la sección 42 existe un paso de
elevada densidad para crear un collar para mantener el cuello del
injerto completamente abierto y en firme contacto con una pared de
arteria. La sección 44 es dejada sin reforzar para proporcionar una
zona de fijación del injerto a la pared de la arteria con un
dispositivo de fijación adicional (no mostrado).
La sección 46 es de paso de baja densidad en la
que el injerto está destinado a atravesar una trayectoria
relativamente recta a través del centro de un aneurisma. La sección
48 es una sección de transición con paso de densidad media para
evitar el retorcimiento en la transición a la sección 50, que es de
un paso de elevada densidad. En la sección 50, se requiere que el
injerto pase a través de la sección más tortuosa de una arteria
ilíaca común. La sección 52 es de paso de densidad media para
coincidir con la porción del injerto que está destinada a situarse
en la región de la arteria que refuerza dentro de la arteria ilíaca
externa. El paso óptimo para cualquier sección del injerto es una
función del grado esperado de curvatura y el diámetro en esa
sección.
El tejido utilizado para el injerto es tejido
estándar de uso en la técnica, por ejemplo poliéster de microfibras
tejidas. El alambre puede ser de cualquier material filamentoso
apropiado, tal como aleación de níquel/titanio con memoria de forma
(SMA: shape-memory alloy), un material de aleación
superelástico con memoria de forma, tal como el vendido como
Nitinol. Se pueden utilizar otras sustancias distintas a la aleación
con memoria de forma, siendo los requisitos para la realización
preferida un material que pueda ser deformado para ayudar a la
inserción del injerto en una arteria u otro vaso o conducto y que
pueda volver a continuación a su forma no deformada de manera que
se abra el injerto una vez insertado.
La ventaja de la aleación con memoria de forma es
que el injerto puede ser comprimido fácilmente para inserción y
después permitido dilatarse a su forma memorizada a medida que se
calienta hasta la temperatura corporal.
Para este fin, la realización preferida utiliza
una aleación equiatómica de níquel/titanio que se activa
aproximadamente a la temperatura de la sangre y que en un estado de
completamente recocida es altamente dúctil. Este estado no se usa
normalmente en dispositivos médicos, que utilizan comúnmente
material "superelástico" (algunas veces denominado aleación
martensítica inducida por tensión (SIM:
stress-induced martensitic). El uso de una aleación
dúctil facilita en gran medida la manipulación durante la
fabricación. Preferiblemente, el alambre dúctil es pulido
mecánicamente antes de la integración en el injerto.
El diámetro preferido del alambre es de 0,2 mm a
0,3 mm, aunque se puede utilizar cualquier diámetro entre 0,15 mm y
0,5 mm.
Si el injerto está provisto de púas, estas no
precisan ser de aleación con memoria de forma.
El hilo utilizado para coser el alambre de
refuerzo a la lámina de tejido es preferiblemente un hilo revestido,
de fricción reducida.
El método preferido de producir el injerto se
describe ahora con referencia a la figura 7 en combinación con las
figuras 3a, 3b, 6a y 6b.
Como se ha descrito con referencia a las
realizaciones de las figuras 1, 2, 4 y 5, el material de lámina de
forma apropiada es preferiblemente dispuesto esencialmente plano,
siendo aplicado un único alambre de material de refuerzo sobre la
parte superior de la lámina de tejido. Para este fin, el alambre es
preferiblemente producido en una configuración esencialmente plana
y, como se puede ver en las figuras, se puede decir que tiene un
diseño sinuoso o en escalera.
Con referencia a la figura 7, se produce una
primera línea de puntadas 50 cerca de un borde de la escalera de
alambre 12. Una vez producida esta línea de puntadas, el alambre 12
puede ser movido lateralmente a través de la lámina 10 para la
colocación correcta. Una vez situado correctamente, se cosen, 52,
los extremos curvados 16, 18 del alambre, antes de coser las
porciones esencialmente rectas 14 de los peldaños de escalera.
Usualmente, el alambre de aleación con memoria de
forma es tratado por calor en la configuración que ha de ser su
forma final. En el enfriamiento, el alambre es dúctil y fácilmente
deformable, pero en el calentamiento hasta la temperatura corporal,
el alambre vuelve a la forma que le ha sido "enseñada". En la
realización preferida, sin embargo, no está implicada tal
"enseñanza", aparte de la forma plana del alambre según se le
ha dado originalmente. Se ha encontrado en la práctica que en el
calentamiento del alambre, cuando se unía al injerto de la manera
descrita, el injerto formaba una configuración cilíndrica rígida
deseada sin necesidad de tratamiento preciso del alambre. Además,
tal formación del injerto tubular hace que sea tensado previamente y
por tanto relativamente más rígido que un equivalente no tensado.
Esto hace posible el uso de alambres de menor diámetro.
La relación de los espacios entre peldaños de
escalera al diámetro del injerto es más preferiblemente 1:3. Se ha
encontrado que sirve una relación de 1:2, siendo preferible una
relación para las partes más rígidas del injerto de aproximadamente
1:9. Se ha visto que es también posible una relación de peldaños a
diámetro de 1:20, beneficiándose algunas veces del uso de un
material de injerto más blando.
La figura 7 muestra porciones rectas 14 del
alambre 12 que son cosidas de manera esencialmente continua a lo
largo de su longitud. Con el fin de permitir que una ligera
ondulación o retorcimiento del injerto pase a través de catéteres y
se adapte a las curvas arteriales, las puntadas son preferiblemente
flojas. Esto se puede conseguir reduciendo la tensión de las
puntadas, aumentando el tamaño de las puntadas y/o utilizando un
hilo revestido de fricción reducida. La realización preferida
utiliza un tamaño de puntadas incrementado y se ha visto que es
apropiado un tamaño de puntadas de unas tres veces el diámetro del
alambre, aunque se han utilizado también tamaños de puntada entre
seis y nueve veces el diámetro del alambre.
Otra particularidad que puede conducir a
diferentes características de injerto es la orientación de los
peldaños de alambre con relación a la trama o urdimbre del tejido.
Más concretamente, cuando la porción recta 14 del alambre 12 se
sitúa paralelamente a la trama o a la urdimbre de la lámina de
tejido 10, el injerto resulta esencialmente estable. Por otra
parte, cuando las partes rectas 14 del alambre 12 están orientadas
de manera que se sitúen formando un ángulo, por ejemplo 45º, con
respecto a la trama o a la urdimbre de la lámina de tejido 10, el
injerto resulta más deformable. Alternativa o adicionalmente, la
lámina de tejido 10 podría ser hecha elástica.
La costura es preferiblemente realizada por medio
de una máquina bordadora controlada por ordenador, del tipo
particularmente utilizado para bordas insignias, distintivos y
logotipos en uniformes, prendas de uso deportivo o promocionales.
Estas máquinas tienen la ventaja de ser rápidas y proporcionar
repetitividad fiable.
Se contempla también que con bordado controlado
por ordenador y mediante el diseño del injerto de la realización
preferida, sería posible diseñar injertos específicos mediante
técnicas de CAD/CAM, facilitando con ello considerablemente la
producción de implantes a medida.
Sin embargo, se pueden utilizar también técnicas
de costura manual.
Una vez que se ha cosido el alambre de refuerzo
12 a la lámina de tejido 10, la lámina 10 es después arrollada a lo
largo de su eje longitudinal para formar un tubo, moviendo los
extremos opuestos curvados 16, 18 del alambre 12 de manera que se
sitúen adyacentes entre sí. Una vez arrollada, se cosen juntos los
bordes longitudinales de la lámina 10.
En las figuras 3b y 6b, los bordes de la lámina
10 son cosidos de tal manera que los extremos curvados 16, 18 del
alambre 12 no se solapan mutuamente. Por otra parte, en las
realizaciones de las figuras 3a y 6a, los bordes de la lámina 10
son cosidos de manera que se solapan mutuamente y de modo que los
extremos 16, 18 del alambre 12 también se solapan.
En la figura 3a, los extremos 16, 18 están
intercalados, mientras que en la figura 6a los extremos 16, 18 se
solapan en alineación sustancial.
Como resultará evidente en la figura 3a, están
mostradas puntadas 60, 62, que cosen conjuntamente los extremos de
solape 16, 18 del alambre 12. Puntadas similares serán dispuestas en
el ejemplo de la figura 6a. La ventaja de las puntadas 60, 62 de la
manera mostrada es que aseguran que el injerto tenga una sección
transversal axial esencialmente circular, evitando las puntadas 60,
62 la deformación desde la forma circular. Sin tal cosido, la
fuerza producida en el retorno del alambre 12 a su forma
esencialmente plana hace que el tubo adopte una forma de pera.
Los ejemplos de unión mostrados en las figuras 3b
y 6b pueden ser dispuesto, no obstante, para asegurar que el
injerto sea esencialmente circular en sección transversal axial, por
ejemplo doblando los extremos 16, 18 fuera de la configuración
plana a un radio que sería equivalente al radio del injerto cuando
se arrolla a su forma tubular.
Una característica de tener los extremos 16, 18
del alambre 12 solapados es que a lo largo de la costura el injerto
presenta un cierto grado de rigidez longitudinal. Cuando los
extremos 16, 18 no se solapan (por ejemplo se ponen a tope) no es
evidente esta rigidez longitudinal. Esto puede facilitar despliegues
que impliquen inversión de la sección del injerto y puede facilitar
también un ajuste entre operaciones en longitud del injerto
permitiendo que el material de injerto entre pares de peldaños varíe
entre estar tenso y ondulado. Un ejemplo de injerto puede tener
bucles que se intercalen para el cuerpo principal del dispositivo y
que se solapen para los extremos en que la pared de la arteria
proporciona más soporte natural para la sección transversal
circular requerida del injerto y donde puede ser deseable un ajuste
opcional.
Una vez fijado en su forma tubular, el injerto
está esencialmente listo para su uso. Otros elementos pueden ser
unidos al injerto, como se describe en lo que sigue.
En las realizaciones preferidas, el alambre de
refuerzo 12 está situado en diferentes caras de la lámina de tejido
10. Más concretamente, en el ejemplo descrito anteriormente, el
alambre de refuerzo 12 ha sido situado en una sola cara de la
lámina de tejido 10, para que esté en uso ya sea al exterior a al
interior del tubo de tejido una vez arrollado.
Sin embargo, se prefiere algunas veces tener en
algunas porciones del injerto alambres de refuerzo en el exterior
del injerto y en otras porciones alambres de refuerzo en el interior
del injerto. Esto se puede conseguir utilizando alambres separados
o utilizando un alambre común que, durante el proceso de colocación,
se introduzca a través de la lámina de tejido 10 de manera que se
sitúe, respectivamente, en uno y otro lado de la lámina 10. El
cosido puede ser conseguido igualmente bien con el alambre en ambas
caras de la lámina de refuerzo 10.
Una realización preferida tiene el alambre en el
interior del injerto en los extremos del injerto, donde se requiere
una obturación óptima entre el injerto y la pared de una arteria. En
la porción central del injerto, donde es deseable minimizar la
interrupción potencial al flujo de sangre y hacer máximo el soporte
antiondulación del material de injerto, el alambre está situado en
el exterior del tubo de injerto.
Dependiendo de la manera de fabricación del
injerto, puede ser ventajoso formar el injerto de dentro a fuera,
siendo entonces el injerto así formado vuelto del revés a su
configuración correcta. Análogamente, la inversión puede ser
desplegada para facilitar la inserción del injerto en una
arteria.
La figura 8 es una vista en sección transversal
de la realización de injerto de la figura 1, que está doblado de
manera curvada. Se puede ver que a la lámina de injerto 10 se le
permite ondularse, 70, ligeramente de manera que se permite
curvarse al injerto.
En la realización, la totalidad del injerto puede
ser envuelto alrededor de su propio diámetro en su extensión
longitudinal realizando una curva tenaz sin aplastamiento u
ondulación significativa.
Una vez que ha sido formado el injerto, se
inserta entonces en la arteria del paciente de una manera conocida
en la técnica.
En las realizaciones que utilizan una aleación
con memoria de forma, el injerto será normalmente enfriado hasta
por debajo de la temperatura crítica (activadora) de la aleación con
memoria de forma y comprimido radialmente antes de ser insertado en
posición por el cirujano. Esto proporciona un injerto compactado que
puede tener una sección transversal plegada, a modo de estrella,
que se abre hacia fuera después de la inserción en el cuerpo y que
se calienta hasta por encima de la temperatura de activación de la
aleación con memoria de forma para volver a una sección transversal
generalmente circular. Cuando se despliega dentro del sistema
arterial, el injerto ha de ser suficientemente reducido de manera
que no se dilate en exceso, lo que podría dañar potencialmente la
arteria, pero puede tener capacidad suficiente para aumentar de
diámetro para permitir cualquier incremento de tamaño del aneurisma
después de la inserción. El injerto puede ser situado en un catéter
o manguito para inserción a lo largo del sistema arterial hasta la
posición correcta. La existencia de tal catéter o manguito impide
la dilatación del injerto antes de que haya sido situado en la
posición deseada.
Típicamente, el injerto será introducido en el
paciente por medio de un catéter que es enfriado para permitir que
el alambre de refuerzo del implante permanezca por debajo de la
temperatura del cuerpo y por tanto dúctil. El implante es impulsado
a través del catéter hasta el lugar de implantación por medio de un
alambre empujador que está unido al injerto por medio de bucles de
alambre o filamentosos.
Es deseable disponer de unos medios de liberación
controlada de los bucles de unión de manera que, por ejemplo, un
segundo alambre empujador pueda ser introducido cerca del primer
alambre empujador, y sea unido al extremo proximal del injerto.
Empujando el segundo alambre y tirando el primer alambre de puede
volver del revés el implante.
Idealmente, la entrada al catéter es de una forma
ovalada o estrellada de manera que el implante sea aplastado de una
forma irregular para tener un diámetro externo menor durante la
implantación. Tras la salida del catéter a la corriente de sangre,
se calienta el alambre de SMA del injerto y adopta una forma más
recta, similar a la originalmente formada en el implante.
Antes de describir otros elementos que se pueden
formar en el injerto de las realizaciones descritas anteriormente,
se describen otras realizaciones del injerto.
Con referencia a la figura 9, un alambre 102 se
aplica a una lámina de tejido 100 de tal manera que algunas
porciones 104 del alambre se sitúan encima de la lámina 100, como se
ve en la figura 9, y otras porciones 106 se sitúan debajo de la
lámina 100. Esto se consigue mediante introducción secuencial de un
extremo del alambre 102 hacia dentro y fuera de la lámina 100 para
proporcionar el diseño mostrado. El diseño concreto mostrado en la
figura 9 proporciona dos líneas de rigidez en la dirección
longitudinal del injerto.
En la figura 10, se puede ver el alambre 102
enhebrado dentro y fuera de la lámina 100'.
En la figura 11, la lámina de tejido de injerto
110 está provista de una pluralidad de bolsillos 112 que se
extienden transversalmente, a través de los cuales puede ser
enhebrado un alambre 114. Los bolsillos 112 proporcionan al alambre
114 su forma requerida.
En la figura 12, una lámina S de microfibras de
poliéster tejidas tiene bordes laterales opuestos S1 y S2 que se
estrechan hacia dentro desde la parte superior a la inferior según
se ve en la figura 12 y se configura de manera que hace posible
formar un injerto tubular que se estrecha desde un diámetro
relativamente grande en un extremo hasta un diámetro relativamente
pequeño en el otro extremo. La forma y tamaño precisos de la lámina
S están determinados de acuerdo con la configuración particular de
la arteria aórtica en la que se ha de fijar el injerto tubular.
La lámina S tiene material de refuerzo
filamentoso F cosido a una superficie de la misma por medio de una
máquina bordadora controlada por ordenador. El material de refuerzo
filamentoso F es preferiblemente un filamento único que se asegura
a la lámina S de manera que defina una pluralidad de diseños en
zigzag que se extiendan transversalmente con respecto a la lámina S
entre los bordes laterales S1 y S2. Los diseños en zigzag están
separados longitudinalmente con respecto a la lámina S esencialmente
en la totalidad de la longitud de esta última.
La operación de bordado para formar el material
de refuerzo filamentoso F a la configuración requerida define
también una serie de bucles L que sobresalen lateralmente más allá
del borde lateral S1 de la lámina S. La lámina S es también
sometida a una operación más de bordado en la que se usa una
longitud del material de muelle M para formar elementos de muelle
en las partes superior e inferior. Cada uno de estos elementos de
muelle está definido por un diseño en zigzag que se extiende a
través de la lámina S. En la formación del diseño en zigzag, el
material de muelle filamentoso está arrollado en bucles en lugares
normalmente indicados por los números de referencia 1 y 2.
Extendiéndose a lo largo de los bordes laterales
S1 y S2 de la lámina hay refuerzos 3 y 4 que proporcionan tramos o
pilares rígidos longitudinales que comunican rigidez longitudinal y
resistencia de columna al injerto para evitar que se retuerza
durante la inserción. Los tramos 3 están definidos por porciones del
material de muelle M, mientras que el tramo 4 es proporcionado por
regiones del material de refuerzo filamentoso F.
Después de haber sido producida la estructura
descrita anteriormente con referencia a la figura 12, el material
de lámina S es plegado a su forma tubular con los bordes laterales
S1 y S2 adyacentes. Estos han sido cosidos conjuntamente para
formar una costura y los bucles L son asegurados por material de
sutura a las porciones opuestas, ahora adyacentes, de los
respectivos diseños en zigzag aplicados como bordados sobre el
material de lámina S.
Los bucles en 1 y 2 mejoran las propiedades del
muelle.
En la figura 13 el injerto está formado con
ataduras 214 que son acoplables con respectivos bucles 215 cuando
el material de lámina S se convierte en una forma tubular. En esta
realización, se disponen elementos de rigidez longitudinales
adicionales 216 y 217 aproximadamente a media distancia entre los
bordes laterales S1 y S2. Las ataduras 214 se anudan a los
respectivos bucles 215 para retener la forma tubular del
injerto.
En la figura 14, es aplicado como bordado
material de muelle elemental M sobre la lámina S para formar una
serie de curvas 218 dispuestas en un diseño de escama de pez.
En la figura 15 se ilustra otro diseño para
formar los elementos de muelle en extremos opuesto del injerto
utilizando material de muelle alargado M. La disposición es similar
a la de la figura 12, pero la trayectoria de la máquina bordadora
es diferente.
La figura 16 muestra una disposición también
similar a la de la figura 12. El diseño 224 del material de refuerzo
filamentoso F es intermitente en la longitud abajo del injerto para
proporcionar más flexibilidad. En 225 se muestran ganchos de
retención que ayudan a retener el injerto en posición en la arteria
en la que está dispuesto en uso. Los elementos de muelle en las
partes superior e inferior del injerto están definidos por el
material de muelle M, y los pequeños bucles 1 y 2 se utilizan para
ayudar a unir estos a la lámina S.
Las figuras 17 a 22 muestran diseños alternativos
del material de refuerzo filamentoso que puede ser cosido en
lugares seleccionados sobre la lámina S utilizando una máquina de
bordar ayudada por ordenador, con el fin de proporcionar rigidez de
columna en combinación con elasticidad radial para mantener el ánima
o conducto abierto. En las partes superior e inferior de la lámina
S están mostradas disposiciones de alambre en gancho con bucles que
actúan para asegurar el injerto en posición.
Los materiales utilizados para refuerzo en las
realizaciones anteriormente descritas pueden ser cualesquiera
materiales biocompatibles apropiados para implantación, incluyendo
nilón, poliéster, seda, ácido poliglicólico, ácido polilactico y
alambre metálico. Se prefiere el uso de poliéster en monofilamentos
y de metales superelásticos o con memoria de forma, solos o en
combinación. El uso de una aleación superelástica, con memoria de
forma, tal como Nitinol, permite al dispositivo expandirse por sí
mismo y no requiere el uso de un dispositivo adicional (tal como
catéter de globo) para expandir la forma generalmente cilíndrica
desde un estado comprimido a un estado expandido.
Ahora se mencionan elementos adicionales para las
realizaciones de injerto descritas anteriormente.
El dispositivo puede ser retenido en la posición
requerida dentro de la arteria mediante el uso de una pluralidad de
cerdas o púas de retención formadas a partir de material metálico o
polímero rígido apropiado. Estas púas pueden estar dispuestas para
sobresalir una distancia suficiente de la superficie externa del
injerto tubular y, cuando existen en número suficiente, se
aplicarán dentro o a través de la pared del vaso sanguíneo de tal
manera que se oponen al movimiento del injerto bajo la fuerza
ejercida por el flujo de sangre a través del mismo.
Las figuras 23a a 23f muestran varias
disposiciones para producir cerdas o púas sobre la superficie
exterior del injerto en el extremo de aguas arriba del mismo con
relación a la dirección del flujo de sangre a través del mismo. En
la figura 23a el alambre W de aleación con memoria de forma se une a
la lámina S (no ilustrada en la figura 23) cosiendo el alambre
utilizando una máquina bordadora controlada por ordenador sobre
dobleces espaciados W1 en el alambre W. Estos dobleces espaciados
W1 están separados alrededor de la periferia del injerto tubular y
están interconectados mediante partes intercaladas W2 que se dejan
libres, es decir, no están unidas por cosido a la lámina S.
El corte del alambre W en estas partes W2, como
se indica esquemáticamente mediante las tijeras en la figura 23a,
da lugar a la formación de cerdas B en el injerto terminado. Estas
cerdas B apuntan generalmente en la dirección del flujo de sangre a
través del injerto y actúan como púas que se clavan en la pared de
la arteria para evitar que el flujo de sangre en la aorta, o que
otras fuerzas, tales como el movimiento del paciente, desalojen el
injerto de su posición colocada.
Como se puede ver en las figuras 23b el doblez W1
de 180º dará lugar a que las cerdas B sobresalgan paralelamente al
eje longitudinal del injerto. Esto es óptimo para resistir la fuerza
principal del flujo de sangre.
Como se indica en la figura 23c, dobleces W1 con
un ángulo menor de 180º dará lugar a que las cerdas B se extiendan
según cierto ángulo con respecto al eje longitudinal del injerto.
Esta configuración es óptima para resistir fuerzas de torsión que
actúan sobre el injerto.
Como se muestra en la figura 23b, los codos W1 de
180º pueden alternar con codos de un ángulo menor de 180º para
producir efectos combinados.
Como se muestra en la figura 23e, hay tres filas
de púas dispuestas en formación escalonada en la superficie externa
del injerto, de tal manera que hay una variación óptima en la
dirección de la extensión de las cerdas B para garantizar que se
asegura un cierre mecánico con la pared de la arteria
independientemente de la falta de uniformidad que se encuentra
comúnmente en las arterias.
En la figura 23f se muestra una disposición en la
que el alambre W que forma los dobleces W1 se superpone a un
alambre circunferencial CW de manera que este último se dispone en
la región de la unión entre los dobleces W1 y las regiones de
intercalación W2. El resultado de esto es que, después de cortar por
las regiones W2, las cerdas B sobresalen según un ángulo definido
de la superficie de la lámina S.
Adicionalmente, se puede utilizar cosido
adicional en la región cuando el alambre W se cruza sobre el alambre
circunferencial CW de manera que proporcione anclaje adicional o
las cerdas B en los puntos en que estas cerdas sobresalen de la
pared del injerto tubular.
Las realizaciones preferidas también procuran la
unión de elementos radio-opacos a la lámina de
material de injerto. Los elementos son posiblemente aplicados como
bordado sobre la lámina de tejido. El elemento
radio-opaco preferido es un fino alambre aplicado
como bordado en un diseño para proporcionar deformaciones calibradas
a lo largo de su longitud para proporcionar una medición de
longitud radio-opaca a lo largo del eje longitudinal
del injerto.
En una realización alternativa, los elementos
radio-opacos proporcionan indicaciones de
"izquierda", "derecha", "anterior" y/o
"posterior" y pueden, por ejemplo, estar en la forma de letras
que designen la primera letra de cada uno de estos términos de
posición.
En el caso de un elemento
radio-opaco, este puede ser un alambre de tantalio u
otro elemento (opaco) de número molecular elevado, aplicado como
bordado sobre la lámina de tejido. Alternativamente, los marcadores
radio-opacos pueden ser una tinta
radio-opaca sobre el tejido, nódulos o una lámina de
material aplicada como bordado sobre la lámina de tejido.
Los marcadores opacos, y ciertamente el propio
alambre de refuerzo 15'' o las púas pueden ser dispuestos en una
bobina de máquina de coser para ser situados sobre la lámina de
tejido 10'' en una puntada de fijación 15, como se muestra en la
figura 25.
En la figura 24a se proporciona un ejemplo de
injerto 300 formado de acuerdo con cualquiera de las realizaciones
descritas anteriormente y que tiene en uno de sus extremos 302 una
región 306 no cubierta por tejido de injerto 304. Más allá de la
región 306 existe un pequeño anillo 308 de material de injerto.
Entre el anillo 308 y el injerto 300 están dispuestos una
pluralidad de montantes o tramos 310 de aleación con memoria de
forma que conectan el injerto 300 al anillo 308. La parte 306
permite al injerto 300 situarse entre dos arterias.
La ventaja de la estructura mostrada en la figura
24a es que el anillo 308 puede ser hecho girar, por ejemplo en el
sentido mostrado por la flecha 312, de tal manera que la estructura
310 se retuerce hasta un cuello 314, como se ve en la figura 24b.
Una conexión floja entre los montantes 310 y el anillo 308 ayuda en
esta generación del cuello 314. En su forma retorcida, el cuello
314 puede ser atado, proporcionando un extremo delantero muy
flexible del injerto por medio de la movilidad del anillo 308.
En las figuras 24a y 24b se puede ver que los
montantes 310 proporcionan también púas 320.
En todas las realizaciones descritas, las púas
pueden ser elementos separados cosidos a la lámina de tejido. La
ventaja de esto es que no existe peligro de fracturas de
soldadura.
Un uso práctico del injerto de las figuras 20a y
20b es como un elemento de fijación suprarrenal.
Se contempla que cualquiera de los injertos
descritos en esta memoria pueda ser utilizado como un dispositivo
de oclusión proporcionando una cubierta de tejido sobre uno de los
extremos abiertos del injerto tubular. Alternativamente, el injerto
puede ser utilizado como una plataforma para el despliegue de una
válvula artificial.
Las realizaciones descritas facilitan un aumento
significativo del diámetro del injerto en una longitud axial muy
corta mientras preservan todos los atributos deseables del injerto.
Una realización de un injerto con un tal cambio drástico de
diámetro es para el tratamiento endoluminal del aneurisma aórtico
abdominal con forma de una "Cesta de Alí Babá". En esta
situación no existe esencialmente cuello para anclar encima entre
el aneurisma y las arterias renales. El injerto puede ser fabricado
y desplegado de tal manera que sea un ajuste óptimo en el punto en
que las arterias renales se bifurcan y después se ensanchan hacia
fuera para adaptarse a la forma de la parte superior del aneurisma.
Este injerto podría ser anclado en posición principalmente con un
elemento de fijación suprarrenal.
El cosido utilizado para unir la preforma al
tejido de injerto puede ser variado con el fin de hacer óptimas las
características mecánicas. Las puntadas pueden ser triangulares o
cuadradas con el fin de controlar el área de contacto entre la
preforma y el hilo de coser.
El injerto puede ser utilizado en combinación con
un elemento de auto-obturación tal como un
dispositivo de oclusión. Esto puede ser en aplicaciones normales
del injerto o cuando se utiliza como un dispositivo de oclusión en
combinación con una barrera de oclusión o cuando se usa como una
vena artificial.
El diseño de preforma puede ser seleccionado con
el fin de crear secciones a lo largo de la longitud del injerto que
pueden variar desde ser totalmente flexibles a estar totalmente
soportadas. En una realización utilizada como un dispositivo de
oclusión, dos secciones altamente soportadas están vinculadas por
una sección altamente flexible que permite desplegarse a las
secciones soportadas perpendicularmente al eje longitudinal del vaso
independientemente de la tortuosidad del vaso.
La barrera de oclusión puede ser creada con un
aro previamente formado de SMA o con un diseño circular o espiral
que pueda ser alambre aplicado como bordado o una preforma unida con
el fin de mejorar la obturación en un vaso con una sección
transversal irregular.
En todas las realizaciones anteriormente
descritas, la juntura de tejido puede ser producida por cosido,
soldadura, unión térmica y mediante el uso de adhesivos.
Claims (11)
1. Un método de formar un injerto reforzado, que
incluye las operaciones de proporcionar una lámina (10) de material
de injerto flexible que tiene bordes laterales opuestos, unir
material de refuerzo filamentoso (12) a la lámina de manera que se
forme un diseño sinuoso, caracterizado porque en dicho diseño
una pluralidad de regiones esencialmente lineales (14) se extienden
lateralmente con respecto a los bordes laterales y se unen mediante
porciones de conexión (16, 18), y porque la lámina es transformada
en una forma esencialmente tubular llevando a juntarse los bordes
laterales para formar una juntura longitudinal.
2. Un método según la reivindicación 1, en el que
la lámina de material de injerto flexible (10) se convierte en un
tubo antes de unir el material de refuerzo filamentoso (12).
3. Un método según la reivindicación 1, en el que
los bordes laterales son llevados a juntarse de tal manera que
dichas porciones de conexión en lados opuestos de la juntura
longitudinal se solapan, se oponen, se entrelazan o se ponen a
tope.
4. Un método según la reivindicación 3, en el que
dichas porciones de conexión (16, 18) se cosen conjuntamente.
5. Un método según cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, en el que el material de refuerzo
(12) se forma a partir de un alambre único cosido en forma de una
escalera de porciones esencialmente rectas (14) conectadas mediante
porciones de conexión (16, 18) esencialmente en forma de U.
6. Un método según la reivindicación 5, en el que
las porciones de conexión son redondas o esencialmente de forma
cuadrada.
7. Un método según cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, en el que el material de refuerzo se
une a la lámina de tal manera que el material de refuerzo discurre
en esencia circunferencialmente alrededor del injerto tubular, y en
esencia perpendicularmente al eje longitudinal del injerto
tubular.
8. Un método según cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, en el que el material de refuerzo
(12) se forma a partir de un alambre único.
9. Un método según cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, en el que el material de refuerzo
(12) se cose en posiciones esencialmente fijas sobre la lámina de
material (10).
10. Un injerto reforzado que comprende material
de injerto flexible (10) en forma de un tubo que tiene un material
de refuerzo filamentoso (12) unido al mismo, caracterizado
porque el tubo está formado a partir de una lámina de material de
injerto flexible (10) con bordes laterales opuestos, que ha sido
convertido en un tubo llevando a juntarse los bordes laterales para
formar una juntura longitudinal.
11. Un injerto según la reivindicación 10, en el
que están dispuestas porciones de conexión alternadas (16, 18) a
cada lado de la juntura longitudinal o esencialmente sobre ella.
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---|---|
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---|---|---|---|
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---|---|
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Families Citing this family (113)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6814747B2 (en) | 1995-09-08 | 2004-11-09 | Anthony Walter Anson | Surgical graft/stent system |
US7686846B2 (en) | 1996-06-06 | 2010-03-30 | Devax, Inc. | Bifurcation stent and method of positioning in a body lumen |
US7238197B2 (en) | 2000-05-30 | 2007-07-03 | Devax, Inc. | Endoprosthesis deployment system for treating vascular bifurcations |
EP1100381B1 (en) | 1998-08-03 | 2005-08-31 | Anson Medical Limited | Devices for the repair of arteries |
AUPQ302999A0 (en) * | 1999-09-23 | 1999-10-21 | Endogad Research Pty Limited | Pre-shaped intraluminal graft |
US6849088B2 (en) | 1998-09-30 | 2005-02-01 | Edwards Lifesciences Corporation | Aorto uni-iliac graft |
US8034100B2 (en) | 1999-03-11 | 2011-10-11 | Endologix, Inc. | Graft deployment system |
US6261316B1 (en) | 1999-03-11 | 2001-07-17 | Endologix, Inc. | Single puncture bifurcation graft deployment system |
US6364904B1 (en) * | 1999-07-02 | 2002-04-02 | Scimed Life Systems, Inc. | Helically formed stent/graft assembly |
GB2355728A (en) | 1999-10-27 | 2001-05-02 | Anson Medical Ltd | Tubular medical implants and methods of manufacture |
GB0001102D0 (en) * | 2000-01-19 | 2000-03-08 | Sulzer Vascutek Ltd | Prosthesis |
GB2359024A (en) | 2000-02-09 | 2001-08-15 | Anson Medical Ltd | Fixator for arteries |
GB0024903D0 (en) * | 2000-10-11 | 2000-11-22 | Ellis Dev Ltd | A textile prothesis |
GB0110670D0 (en) | 2001-05-01 | 2001-06-20 | Anson Medical Ltd | Machine for manufacturing graft-stents |
GB0117199D0 (en) * | 2001-07-14 | 2001-09-05 | Ellis Dev Ltd | A stent |
US7892273B2 (en) | 2001-12-03 | 2011-02-22 | Xtent, Inc. | Custom length stent apparatus |
US7147656B2 (en) * | 2001-12-03 | 2006-12-12 | Xtent, Inc. | Apparatus and methods for delivery of braided prostheses |
US7137993B2 (en) | 2001-12-03 | 2006-11-21 | Xtent, Inc. | Apparatus and methods for delivery of multiple distributed stents |
US20040186551A1 (en) | 2003-01-17 | 2004-09-23 | Xtent, Inc. | Multiple independent nested stent structures and methods for their preparation and deployment |
US7125464B2 (en) * | 2001-12-20 | 2006-10-24 | Boston Scientific Santa Rosa Corp. | Method for manufacturing an endovascular graft section |
CA2470824A1 (en) * | 2001-12-21 | 2003-08-28 | Cardiovasc, Inc. | Composite stent with polymeric covering and bioactive coating |
GB0220340D0 (en) | 2002-09-02 | 2002-10-09 | Anson Medical Ltd | Flexible stent-graft |
PL375863A1 (en) * | 2002-09-19 | 2005-12-12 | Exstent Ltd | Improvements in or relating to stents |
US8246673B2 (en) * | 2002-09-19 | 2012-08-21 | Exstent Limited | External support for a blood vessel |
EP1567087B1 (en) * | 2002-11-08 | 2009-04-01 | Jacques Seguin | Endoprosthesis for vascular bifurcation |
KR20050091040A (ko) * | 2002-12-30 | 2005-09-14 | 안지오테크 인터내셔날 아게 | 실크 함유 스텐트 이식편 |
US7763063B2 (en) | 2003-09-03 | 2010-07-27 | Bolton Medical, Inc. | Self-aligning stent graft delivery system, kit, and method |
US20070198078A1 (en) | 2003-09-03 | 2007-08-23 | Bolton Medical, Inc. | Delivery system and method for self-centering a Proximal end of a stent graft |
US20080264102A1 (en) | 2004-02-23 | 2008-10-30 | Bolton Medical, Inc. | Sheath Capture Device for Stent Graft Delivery System and Method for Operating Same |
US11259945B2 (en) | 2003-09-03 | 2022-03-01 | Bolton Medical, Inc. | Dual capture device for stent graft delivery system and method for capturing a stent graft |
US8500792B2 (en) | 2003-09-03 | 2013-08-06 | Bolton Medical, Inc. | Dual capture device for stent graft delivery system and method for capturing a stent graft |
US8292943B2 (en) | 2003-09-03 | 2012-10-23 | Bolton Medical, Inc. | Stent graft with longitudinal support member |
US9198786B2 (en) | 2003-09-03 | 2015-12-01 | Bolton Medical, Inc. | Lumen repair device with capture structure |
US11596537B2 (en) | 2003-09-03 | 2023-03-07 | Bolton Medical, Inc. | Delivery system and method for self-centering a proximal end of a stent graft |
CA2540830C (en) | 2003-10-10 | 2012-08-14 | William A. Cook Australia Pty. Ltd. | Fenestrated stent grafts |
US7326236B2 (en) | 2003-12-23 | 2008-02-05 | Xtent, Inc. | Devices and methods for controlling and indicating the length of an interventional element |
AU2005206193B2 (en) * | 2004-01-20 | 2010-04-22 | Cook Medical Technologies Llc | Endoluminal stent graft with sutured attachment |
EP1706070B1 (en) * | 2004-01-20 | 2011-02-23 | Cook Incorporated | Multiple stitches for attaching stent to graft |
GB0402796D0 (en) * | 2004-02-09 | 2004-03-10 | Anson Medical Ltd | An endoluminal surgical delivery system |
US8998973B2 (en) * | 2004-03-02 | 2015-04-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices including metallic films |
US7323006B2 (en) | 2004-03-30 | 2008-01-29 | Xtent, Inc. | Rapid exchange interventional devices and methods |
US20050288766A1 (en) * | 2004-06-28 | 2005-12-29 | Xtent, Inc. | Devices and methods for controlling expandable prostheses during deployment |
US8317859B2 (en) | 2004-06-28 | 2012-11-27 | J.W. Medical Systems Ltd. | Devices and methods for controlling expandable prostheses during deployment |
IL164563A0 (en) * | 2004-10-13 | 2005-12-18 | Protech Medical Technologies L | Prostate treatment stent |
US7833263B2 (en) * | 2005-04-01 | 2010-11-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Hybrid vascular graft reinforcement |
US20090293574A1 (en) * | 2005-06-24 | 2009-12-03 | Colin Gerald Caro | Artifical Graft Tubing |
GB0517085D0 (en) * | 2005-08-19 | 2005-09-28 | Angiomed Ag | Polymer prosthesis |
US9155641B2 (en) * | 2006-03-09 | 2015-10-13 | Cook Medical Technologies Llc | Expandable stent grafts |
AU2007227000A1 (en) | 2006-03-20 | 2007-09-27 | Xtent, Inc. | Apparatus and methods for deployment of linked prosthetic segments |
US20070239267A1 (en) * | 2006-03-28 | 2007-10-11 | Medtronic Vascular, Inc. | Stent Graft With Healing Promoting Necks |
US20100036475A1 (en) * | 2006-04-27 | 2010-02-11 | Wilifrido Castaneda | Methods and apparatus for extraluminal femoropopliteal bypass graft |
GB0617219D0 (en) | 2006-08-31 | 2006-10-11 | Barts & London Nhs Trust | Blood vessel prosthesis and delivery apparatus |
US8074591B2 (en) | 2006-09-25 | 2011-12-13 | Nuvasive, Inc. | Embroidery using soluble thread |
GB0620495D0 (en) * | 2006-10-16 | 2006-11-22 | Anson Medical Ltd | Apparatus and method for positioning a stent graft |
US8523931B2 (en) | 2007-01-12 | 2013-09-03 | Endologix, Inc. | Dual concentric guidewire and methods of bifurcated graft deployment |
US7942104B2 (en) | 2007-01-22 | 2011-05-17 | Nuvasive, Inc. | 3-dimensional embroidery structures via tension shaping |
US7946236B2 (en) | 2007-01-31 | 2011-05-24 | Nuvasive, Inc. | Using zigzags to create three-dimensional embroidered structures |
US20080188936A1 (en) * | 2007-02-02 | 2008-08-07 | Tornier, Inc. | System and method for repairing tendons and ligaments |
EP2114303A4 (en) * | 2007-02-09 | 2012-08-08 | Taheri Laduca Llc | VASCULAR IMPLANTS AND METHODS OF MAKING SAID IMPLANTS |
US20080199510A1 (en) * | 2007-02-20 | 2008-08-21 | Xtent, Inc. | Thermo-mechanically controlled implants and methods of use |
US8486132B2 (en) * | 2007-03-22 | 2013-07-16 | J.W. Medical Systems Ltd. | Devices and methods for controlling expandable prostheses during deployment |
US8226701B2 (en) | 2007-09-26 | 2012-07-24 | Trivascular, Inc. | Stent and delivery system for deployment thereof |
US8066755B2 (en) | 2007-09-26 | 2011-11-29 | Trivascular, Inc. | System and method of pivoted stent deployment |
US8663309B2 (en) | 2007-09-26 | 2014-03-04 | Trivascular, Inc. | Asymmetric stent apparatus and method |
WO2009046372A2 (en) | 2007-10-04 | 2009-04-09 | Trivascular2, Inc. | Modular vascular graft for low profile percutaneous delivery |
US8083789B2 (en) | 2007-11-16 | 2011-12-27 | Trivascular, Inc. | Securement assembly and method for expandable endovascular device |
US8328861B2 (en) | 2007-11-16 | 2012-12-11 | Trivascular, Inc. | Delivery system and method for bifurcated graft |
US8591584B2 (en) | 2007-11-19 | 2013-11-26 | Nuvasive, Inc. | Textile-based plate implant and related methods |
US7646631B2 (en) * | 2007-12-07 | 2010-01-12 | Macronix International Co., Ltd. | Phase change memory cell having interface structures with essentially equal thermal impedances and manufacturing methods |
WO2009105699A1 (en) | 2008-02-22 | 2009-08-27 | Endologix, Inc. | Design and method of placement of a graft or graft system |
GB0803302D0 (en) | 2008-02-22 | 2008-04-02 | Barts & London Nhs Trust | Blood vessel prosthesis and delivery apparatus |
US9101503B2 (en) | 2008-03-06 | 2015-08-11 | J.W. Medical Systems Ltd. | Apparatus having variable strut length and methods of use |
US8236040B2 (en) | 2008-04-11 | 2012-08-07 | Endologix, Inc. | Bifurcated graft deployment systems and methods |
CN107961098A (zh) | 2008-06-30 | 2018-04-27 | 波顿医疗公司 | 用于腹主动脉瘤的系统和方法 |
JP5134729B2 (ja) | 2008-07-01 | 2013-01-30 | エンドロジックス、インク | カテーテルシステム |
US20100106255A1 (en) * | 2008-10-24 | 2010-04-29 | Dubin Marc G | Self-expanding frontal sinus stent and insertion tool |
US8641753B2 (en) | 2009-01-31 | 2014-02-04 | Cook Medical Technologies Llc | Preform for and an endoluminal prosthesis |
US9101506B2 (en) | 2009-03-13 | 2015-08-11 | Bolton Medical, Inc. | System and method for deploying an endoluminal prosthesis at a surgical site |
EP2429452B1 (en) | 2009-04-28 | 2020-01-15 | Endologix, Inc. | Endoluminal prosthesis system |
JP2012525239A (ja) | 2009-05-01 | 2012-10-22 | エンドロジックス、インク | 解離を治療するための経皮的な方法および装置(優先権情報および参照による組み入れ) |
US10772717B2 (en) | 2009-05-01 | 2020-09-15 | Endologix, Inc. | Percutaneous method and device to treat dissections |
WO2011008989A2 (en) | 2009-07-15 | 2011-01-20 | Endologix, Inc. | Stent graft |
JP5588511B2 (ja) | 2009-07-27 | 2014-09-10 | エンドロジックス、インク | ステントグラフト |
FI20105048A (fi) * | 2010-01-21 | 2011-07-22 | Runtech Systems Oy | Menetelmä radiaalikompressorin juoksupyörän valmistamiseksi |
US8696738B2 (en) | 2010-05-20 | 2014-04-15 | Maquet Cardiovascular Llc | Composite prosthesis with external polymeric support structure and methods of manufacturing the same |
GB201010246D0 (en) | 2010-06-18 | 2010-07-21 | Anson Medical Ltd | Stent-Graft |
US20120109279A1 (en) | 2010-11-02 | 2012-05-03 | Endologix, Inc. | Apparatus and method of placement of a graft or graft system |
WO2012068298A1 (en) | 2010-11-17 | 2012-05-24 | Endologix, Inc. | Devices and methods to treat vascular dissections |
WO2012118901A1 (en) | 2011-03-01 | 2012-09-07 | Endologix, Inc. | Catheter system and methods of using same |
GB201106017D0 (en) | 2011-04-08 | 2011-05-25 | Lombard Medical Plc | Apparatus for deploying a stent graft |
US9173736B2 (en) * | 2011-04-28 | 2015-11-03 | Medtronic Vascular, Inc. | Method of making an endoluminal vascular prosthesis |
AU2012203620B9 (en) | 2011-06-24 | 2014-10-02 | Cook Medical Technologies Llc | Helical Stent |
US10213329B2 (en) | 2011-08-12 | 2019-02-26 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Evertable sheath devices, systems, and methods |
JP2014138628A (ja) * | 2011-09-16 | 2014-07-31 | Midori Anzen Co Ltd | ミシン、縫製物及びステントグラフト |
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 |
CN104363862B (zh) | 2012-04-12 | 2016-10-05 | 波顿医疗公司 | 血管假体输送装置及使用方法 |
US9700400B2 (en) | 2013-02-20 | 2017-07-11 | Cook Medical Technology LLC | Attachment of stent to graft fabric with an anchoring machine stitching |
US9763819B1 (en) * | 2013-03-05 | 2017-09-19 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Tapered sleeve |
GB2511825A (en) * | 2013-03-14 | 2014-09-17 | Ostomycure As | Implant |
US9320592B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-04-26 | Covidien Lp | Coated medical devices and methods of making and using same |
US9545301B2 (en) | 2013-03-15 | 2017-01-17 | Covidien Lp | Coated medical devices and methods of making and using same |
US9439751B2 (en) | 2013-03-15 | 2016-09-13 | Bolton Medical, Inc. | Hemostasis valve and delivery systems |
WO2015042298A1 (en) * | 2013-09-20 | 2015-03-26 | Neograft Technologies, Inc. | Graft devices with spines and related systems and methods |
US9668890B2 (en) | 2013-11-22 | 2017-06-06 | Covidien Lp | Anti-thrombogenic medical devices and methods |
US9907641B2 (en) | 2014-01-10 | 2018-03-06 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Implantable intraluminal device |
US10966850B2 (en) | 2014-03-06 | 2021-04-06 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Implantable medical device constraint and deployment apparatus |
US10959826B2 (en) | 2014-10-16 | 2021-03-30 | Cook Medical Technology LLC | Support structure for scalloped grafts |
US9789228B2 (en) | 2014-12-11 | 2017-10-17 | Covidien Lp | Antimicrobial coatings for medical devices and processes for preparing such coatings |
CN107624056B (zh) | 2015-06-30 | 2020-06-09 | 恩朵罗杰克斯股份有限公司 | 锁定组件及其相关系统和方法 |
EP4252721A3 (en) | 2017-10-11 | 2023-11-22 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Implantable medical device constraint and deployment apparatus |
WO2020101009A1 (ja) | 2018-11-16 | 2020-05-22 | 川澄化学工業株式会社 | 管状治療具用骨格及び管状治療具 |
EP3854350A1 (en) * | 2020-01-23 | 2021-07-28 | Kardiozis SAS | Endoprosthesis and method of manufacturing an endoprosthesis |
Family Cites Families (41)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4512338A (en) | 1983-01-25 | 1985-04-23 | Balko Alexander B | Process for restoring patency to body vessels |
US4503569A (en) | 1983-03-03 | 1985-03-12 | Dotter Charles T | Transluminally placed expandable graft prosthesis |
US4907336A (en) | 1987-03-13 | 1990-03-13 | Cook Incorporated | Method of making an endovascular stent and delivery system |
US5041126A (en) | 1987-03-13 | 1991-08-20 | Cook Incorporated | Endovascular stent and delivery system |
US4800882A (en) * | 1987-03-13 | 1989-01-31 | Cook Incorporated | Endovascular stent and delivery system |
US5226913A (en) | 1988-09-01 | 1993-07-13 | Corvita Corporation | Method of making a radially expandable prosthesis |
US5015253A (en) | 1989-06-15 | 1991-05-14 | Cordis Corporation | Non-woven endoprosthesis |
CA2052981C (en) | 1990-10-09 | 1995-08-01 | Cesare Gianturco | Percutaneous stent assembly |
US5161547A (en) | 1990-11-28 | 1992-11-10 | Numed, Inc. | Method of forming an intravascular radially expandable stent |
CA2202800A1 (en) * | 1991-04-11 | 1992-10-12 | Alec A. Piplani | Endovascular graft having bifurcation and apparatus and method for deploying the same |
CA2380683C (en) * | 1991-10-28 | 2006-08-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Expandable stents and method for making same |
US5395349A (en) * | 1991-12-13 | 1995-03-07 | Endovascular Technologies, Inc. | Dual valve reinforced sheath and method |
US5507771A (en) | 1992-06-15 | 1996-04-16 | Cook Incorporated | Stent assembly |
DE69433617T2 (de) | 1993-09-30 | 2005-03-03 | Endogad Research Pty Ltd. | Intraluminales transplantat |
US5389106A (en) | 1993-10-29 | 1995-02-14 | Numed, Inc. | Impermeable expandable intravascular stent |
ES2135520T3 (es) | 1993-11-04 | 1999-11-01 | Bard Inc C R | Protesis vascular no migrante. |
US5403341A (en) | 1994-01-24 | 1995-04-04 | Solar; Ronald J. | Parallel flow endovascular stent and deployment apparatus therefore |
US5609627A (en) | 1994-02-09 | 1997-03-11 | Boston Scientific Technology, Inc. | Method for delivering a bifurcated endoluminal prosthesis |
EP0997115B1 (en) | 1994-04-01 | 2003-10-29 | Prograft Medical, Inc. | Self-expandable stent and stent-graft and method of preparing them |
US6475232B1 (en) * | 1996-12-10 | 2002-11-05 | Purdue Research Foundation | Stent with reduced thrombogenicity |
DE69534640T2 (de) * | 1994-04-29 | 2006-08-10 | Scimed Life Systems, Inc., Maple Grove | Stent mit Kollagen |
US5683451A (en) | 1994-06-08 | 1997-11-04 | Cardiovascular Concepts, Inc. | Apparatus and methods for deployment release of intraluminal prostheses |
US5575816A (en) | 1994-08-12 | 1996-11-19 | Meadox Medicals, Inc. | High strength and high density intraluminal wire stent |
US5591230A (en) | 1994-09-07 | 1997-01-07 | Global Therapeutics, Inc. | Radially expandable stent |
DE4446036C2 (de) * | 1994-12-23 | 1999-06-02 | Ruesch Willy Ag | Platzhalter zum Anordnen in einer Körperröhre |
DE19508805C2 (de) | 1995-03-06 | 2000-03-30 | Lutz Freitag | Stent zum Anordnen in einer Körperröhre mit einem flexiblen Stützgerüst aus mindestens zwei Drähten mit unterschiedlicher Formgedächtnisfunktion |
US5746766A (en) | 1995-05-09 | 1998-05-05 | Edoga; John K. | Surgical stent |
FR2737404B1 (fr) * | 1995-08-03 | 1997-09-19 | Braun Celsa Sa | Prothese implantable dans un conduit humain ou animal, telle qu'un elargisseur de paroi, ou une prothese pour anevrisme |
FR2737653B1 (fr) * | 1995-08-10 | 1997-09-19 | Braun Celsa Sa | Filtre definitif comportant un orifice pour le passage de dispositifs medicaux et son procede de fabrication |
GB9518400D0 (en) * | 1995-09-08 | 1995-11-08 | Anson Medical Ltd | A surgical graft/stent system |
US5562697A (en) | 1995-09-18 | 1996-10-08 | William Cook, Europe A/S | Self-expanding stent assembly and methods for the manufacture thereof |
US6042605A (en) * | 1995-12-14 | 2000-03-28 | Gore Enterprose Holdings, Inc. | Kink resistant stent-graft |
WO1997025002A1 (en) | 1996-01-05 | 1997-07-17 | Medtronic, Inc. | Expansible endoluminal prostheses |
US5843117A (en) * | 1996-02-14 | 1998-12-01 | Inflow Dynamics Inc. | Implantable vascular and endoluminal stents and process of fabricating the same |
WO1997033532A2 (en) * | 1996-03-13 | 1997-09-18 | Medtronic, Inc. | Endoluminal prostheses and therapies for multiple-branch body lumen systems |
DE19633901A1 (de) | 1996-08-22 | 1998-02-26 | Thomas Prof Dr Med Ischinger | Gefäßstütze in Form einer Schlauchabschnitts-artigen Stützstruktur |
WO1998007385A1 (de) | 1996-08-22 | 1998-02-26 | Thomas Ischinger | Endovaskuläre stützstruktur und applikationsballon |
WO1998020810A1 (en) | 1996-11-12 | 1998-05-22 | Medtronic, Inc. | Flexible, radially expansible luminal prostheses |
AU5696798A (en) * | 1996-12-10 | 1998-07-03 | Cook Biotech, Inc. | Stent grafts containing purified submucosa |
US5980565A (en) | 1997-10-20 | 1999-11-09 | Iowa-India Investments Company Limited | Sandwich stent |
US6200336B1 (en) | 1998-06-02 | 2001-03-13 | Cook Incorporated | Multiple-sided intraluminal medical device |
-
1999
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AU2288699A (en) | 1999-08-09 |
EP1049420B1 (en) | 2005-11-09 |
GB2349827B (en) | 2003-03-19 |
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JP2002500920A (ja) | 2002-01-15 |
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