ES2282113T3 - Stent medico expansionable con articulaciones ductiles. - Google Patents

Stent medico expansionable con articulaciones ductiles. Download PDF

Info

Publication number
ES2282113T3
ES2282113T3 ES00932419T ES00932419T ES2282113T3 ES 2282113 T3 ES2282113 T3 ES 2282113T3 ES 00932419 T ES00932419 T ES 00932419T ES 00932419 T ES00932419 T ES 00932419T ES 2282113 T3 ES2282113 T3 ES 2282113T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
ductile
hinge
expansion
width
hinges
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
ES00932419T
Other languages
English (en)
Inventor
John F. Shanley
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Microport Cardiovascular LLC
Original Assignee
Conor Medsystems LLC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Conor Medsystems LLC filed Critical Conor Medsystems LLC
Application granted granted Critical
Publication of ES2282113T3 publication Critical patent/ES2282113T3/es
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

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
    • A61F2/856—Single tubular stent with a side portal passage
    • 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
    • A61F2002/91508—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 the meander having a difference in amplitude along the band
    • 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
    • A61F2002/91516—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 the meander having a change in frequency along the band
    • 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
    • A61F2002/91525—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 within the whole structure different bands showing different meander characteristics, e.g. frequency or amplitude
    • 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
    • A61F2002/91533—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 characterised by the phase between adjacent bands
    • 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
    • A61F2002/91533—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 characterised by the phase between adjacent bands
    • A61F2002/91541—Adjacent bands are arranged out of phase
    • 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
    • A61F2002/91558—Adjacent bands being connected to each other connected peak to peak

Abstract

Dispositivo médico expansionable (100; 110), que comprende: una serie de elementos alargados (118), estando unidos entre sí la serie de elementos alargados (118) para formar un dispositivo substancialmente cilíndrico (100; 110), el cual es expansionable radialmente, teniendo la serie de elementos alargados (118) una anchura de elementos; y una serie de bisagras dúctiles (116) que conectan la serie de elementos (118) entre sí, en el dispositivo substancialmente cilíndrico (100; 110), una primera sección (104) del dispositivo substancialmente cilíndrico (100; 110) que incluye bisagras dúctiles (116) que tienen una primera anchura y una segunda sección (102) del dispositivo substancialmente cilíndrico (100; 110) que incluye bisagras dúctiles (116) que tienen una segunda anchura; caracterizado porque las bisagras dúctiles (116) tienen una anchura a lo largo de una parte de una longitud de la bisagra que es menor que la anchura del elemento, de tal manera que el dispositivo (100; 110) que se expansiona en las bisagras dúctiles (116) experimenta una deformación plástica, mientras que los elementos (118) no son deformadas plásticamente, y porque la segunda anchura es diferente de la primera anchura, de tal manera que la primera sección (104) se expansiona antes que la segunda sección (102).

Description

Stent médico expansionable con articulaciones dúctiles.
Antecedentes de la invención 1. Sector técnico de la invención
La presente invención se refiere a dispositivos médicos para el soporte de tejidos, y más particularmente a dispositivos que pueden expansionarse, no extraíbles, que están implantados en el interior de un lumen corporal de un ser humano o de un animal vivo, para soportar el órgano y mantener la libertad de paso.
2. Características de la técnica relacionada
En el pasado, se han desarrollado dispositivos permanentes o biodegradables para ser implantados en el interior de un paso corporal para mantener la libertad de paso del conducto. Estos dispositivos son introducidos típicamente de manera percutánea y son transportados transluminalmente hasta que quedan situados en la posición deseada. A continuación, estos dispositivos son expansionados, bien mecánicamente, por medio de la expansión de un mandril o globo situado en el interior del dispositivo, o bien se expansionan por sí mismos liberando una energía almacenada mediante su activación en el interior del cuerpo. Una vez expansionados en el interior del lumen, estos dispositivos denominados "stents" quedan encapsulados en el interior del tejido corporal y permanecen en forma de implante permanente.
Los "stents" conocidos incluyen diseños de "stents" de espiras de alambre de un único filamento (Patente USA Nº 4.969.458); cajas metálicas soldadas (Patentes USA Nº 4.733.665 y 4.776.337); y de manera muy destacada, cilindros metálicos de paredes delgadas con ranuras axiales formadas alrededor de su circunferencia (Patentes USA Nº 4.733.665, 4.739.762 y 4.776.337). Los materiales de construcción conocidos utilizados en los "stents" incluyen polímeros, tejidos orgánicos y metales biocompatibles tales como acero inoxidable, oro, plata, tántalo, titanio y aleaciones de memoria de forma tales como Nitinol.
Las patentes USA Nº 4.733.665, 4.739.762 y 4.776.337 dan a conocer injertos vasculares interluminales, expansionables y deformables, en forma de elementos tubulares de paredes delgadas con ranuras axiales que permiten que los elementos se expansionen radialmente hacia el exterior en contacto con un conducto corporal. Después de la introducción, los elementos tubulares son expansionados mecánicamente más allá de su límite elástico y, de este modo, quedan fijados de manera permanente en el interior del cuerpo. La fuerza requerida para expansionar estos "stents" tubulares es proporcional al espesor del material de la pared en dirección radial. Para mantener las fuerzas de expansión dentro de unos niveles aceptables para ser utilizadas en el interior del cuerpo (por ejemplo, 5 - 10 atm), estos diseños deben utilizar materiales de paredes muy delgadas (por ejemplo, tubos de acero inoxidable con paredes de 0,0025 pulgadas de espesor). Sin embargo, unos materiales tan delgados no son visibles en equipos de fluoroscopia y de rayos X convencionales y, por consiguiente, es difícil colocar los "stents" de manera precisa, o encontrar y recuperar "stents" que posteriormente se hayan desplazado y se hayan perdido en el sistema circulatorio.
Además, muchos de estos diseños de "stents" tubulares de paredes delgadas utilizan redes de alambres largos y esbeltos, cuya anchura en dirección circunferencial es dos o más veces mayor que su espesor en sentido radial. Una vez expansionados, estos alambres a menudo son inestables, es decir, presentan una tendencia a curvarse, torciéndose los alambres individuales y torciéndose perdiendo planicidad. Se ha observado que una excesiva prominencia de estos alambres torcidos en el torrente sanguíneo incrementa la turbulencia, y de este modo se fomenta la trombosis. A menudo se han requerido procedimientos adicionales para intentar corregir este problema de alambres alabeados. Por ejemplo, cuando después de la implantación inicial de los "stents" se determina que se ha producido un curvado de los alambres, se utiliza un segundo globo a alta presión (por ejemplo, de 12 a 18 atm) para intentar llevar los alambres torcidos más adentro, hacia el interior de la pared del lumen. Estos procedimientos secundarios pueden ser peligrosos para el paciente debido al riesgo de daños colaterales en la pared del lumen.
Muchos de los "stents" conocidos presentan una gran recuperación elástica, conocida en el sector como "retroceso", después de su expansión en el interior de un lumen. Un retroceso importante necesita una sobre-expansión del "stent" durante la implantación para conseguir el diámetro final deseado. La sobre-expansión es potencialmente destructiva del tejido del lumen. Los "stents" conocidos del tipo descrito anteriormente experimentan un retroceso de hasta un 6 a un 12% aproximadamente de la expansión máxima.
Un retroceso importante hace asimismo muy difícil plegar de manera segura la mayor parte de los "stents" conocidos, sobre los globos de los catéteres de suministro. Como resultado, el deslizamiento de los "stents" en los globos durante su transporte por el interior de los lúmenes, su posicionado final y su implantación han constituido un problema continuado. Se han propuesto muchos dispositivos y técnicas auxiliares para los dispositivos de sujeción de los "stents", para intentar resolver este problema básico de diseño. Algunos de los dispositivos de sujeción de los "stents" incluyen anillos y manguitos utilizados para sujetar el "stent" en el globo.
Otro problema de los diseños conocidos de "stents" es la falta de uniformidad en la forma geométrica del "stent" expansionado. Una expansión no uniforme puede conducir a un revestimiento no uniforme de la pared del lumen, creando intersticios en el revestimiento y un soporte inadecuado del lumen. Además, un exceso de expansión en algunas zonas o celdas del "stent" puede conducir a una excesiva deformación del material e incluso a un fallo de las características del "stent". Este problema es potencialmente peor en los "stents" de reducida fuerza de expansión que presentan unas características con unas anchuras y unos espesores menores, en los cuales las variaciones de fabricación resultan proporcionalmente más significativas. Además, un catéter típico de suministro para ser utilizado en la expansión de un "stent" incluye un globo plegado de forma compacta para su introducción con el catéter. El globo se expansiona mediante la presión de un fluido para desdoblar el globo y desplegar el "stent". Este proceso de desdoblado del globo produce tensiones desiguales aplicadas al "stent" durante la expansión del globo debido a los pliegues, que ocasionan el problema de la expansión no uniforme del "stent".
La patente USA Nº 5.545.210 da a conocer un "stent" tubular de pared delgada, geométricamente similar a los comentados anteriormente, pero fabricado en una aleación de níquel-titanio con memoria de forma ("Nitinol"). Este diseño permite la utilización de cilindros con paredes más gruesas mediante la utilización de las tensiones de deformación menores y los módulos elásticos menores de la fase martensítica de las aleaciones de Nitinol. La fuerza de expansión requerida para expansionar un "stent" de Nitinol es inferior a la de los "stents" de acero inoxidable de espesor comparable de diseño convencional. Sin embargo, el problema del "retroceso" después de la expansión es significativamente mayor con Nitinol que con otros materiales. Por ejemplo, el retroceso de un "stent" típico diseñado con Nitinol es de alrededor del 9%. El Nitinol es asimismo más caro y más difícil de fabricar y de mecanizar que otros materiales para "stents", tales como el acero inoxidable.
Todos los "stents" anteriores comparten una propiedad de diseño crítica: en cada diseño, las configuraciones que sufren la deformación permanente durante la expansión del "stent" son prismáticas, es decir, las secciones transversales de estas configuraciones permanecen constantes o varían muy gradualmente a lo largo de su longitud activa total. En una primera aproximación, dichas configuraciones se deforman bajo tensiones transversales como elementos simples con los extremos fijos o guiados: esencialmente las configuraciones actúan como resortes de láminas. Estas estructuras del tipo de resortes de láminas son adecuadas idealmente para proporcionar una deformación elástica de gran magnitud antes de que empiece la deformación permanente. Este es exactamente el comportamiento opuesto al del "stent" ideal. Además, la fuerza requerida para deformar "stents" con alambres prismáticos en dirección circunferencial durante la expansión del "stent" es proporcional al cuadrado de la anchura del alambre en dirección circunferencial. De este modo, las fuerzas de expansión se incrementan rápidamente con la anchura del alambre en los diseños anteriores de "stents". Las presiones de expansión típicas, requeridas para expansionar los "stents" conocidos, están comprendidas entre 5 y 10 atmósferas. Estas fuerzas pueden causar daños substanciales al tejido si están mal aplicadas.
La figura 1 muestra un diseño de "stent" de la técnica anterior del tipo de "caja expandible". El "stent" (10) incluye una serie de ranuras axiales (12) formadas en un tubo cilíndrico (14). Cada fila axial de ranuras (12) está desplazada axialmente de la fila adyacente, aproximadamente en la mitad de la longitud de la ranura, proporcionando una disposición de ranuras escalonadas. El material entre las ranuras (12) forma una red de alambres axiales (16) unidos mediante conectores circunferenciales cortos (18). La sección transversal de cada alambre (16) permanece constante o varía gradualmente a lo largo de la longitud total del alambre y, de este modo, el momento rectangular de inercia y los módulos de las secciones elástica y plástica de la sección transversal permanecen constantes o varían gradualmente a lo largo del alambre. Dicho alambre (16) se denomina corrientemente elemento prismático. En este tipo de diseño, los alambres (16) tienen típicamente de 0,127 a 0,1524 mm de ancho (0,005 a 0,006 pulgadas) en dirección circunferencial. Los espesores de los alambres en dirección radial son típicamente de unos 0,0635 mm (0,0025 pulgadas) o inferiores, para mantener las fuerzas de expansión dentro de unos niveles aceptables. No obstante, la mayor parte de materiales de los "stents" deben tener un espesor aproximado de 0,127 mm (0,005 pulgadas) para tener una buena visibilidad en los equipos de fluoroscopia convencionales. Esta elevada proporción de la anchura del alambre con respecto al espesor, combinada con la longitud relativamente elevada del alambre y la curvatura inicial del tubo del "stent" se combinan para causar la inestabilidad y el curvado que aparece a menudo en este tipo de diseño de "stents". La estructura del "stent" de la figura 1, una vez expansionada, adopta una disposición aproximadamente en forma de diamante que aparece habitualmente en las chapas de metal expandido.
Otro "stent" descrito en la publicación PCT número WO 96/29028 utiliza alambres con partes relativamente débiles, con unas secciones transversales reducidas localmente, las cuales, actúan durante la expansión del "stent" para concentrar la deformación en estas zonas. Sin embargo, tal como se ha descrito anteriormente, la expansión no uniforme es un problema incluso más importante cuando se trata de utilizar anchuras y espesores de características menores, debido a que las variaciones en la fabricación resultan proporcionalmente más significativas. Las partes de sección transversal localmente reducida, descritas en este documento, están formadas por pares de orificios circulares. La forma de la sección transversal localmente reducida concentra de manera no deseada la deformación plástica en la parte más estrecha. Esta concentración de la deformación plástica sin ninguna previsión para el control del nivel de deformación plástica hace que el "stent" sea altamente susceptible a los fallos.
En vista de los inconvenientes de los "stents" de la técnica anterior, sería ventajoso poder expansionar un "stent" con una fuerza de expansión a un nivel reducido, independientemente de la selección de los materiales del "stent", del espesor del material o de las dimensiones del alambre.
Sería además ventajoso disponer de un dispositivo de soporte de tejidos que permitiera una elección de los espesores del material, de tal modo que pudiera ser visualizado fácilmente en equipos fluoroscópicos convencionales para cualquier material.
Asimismo, sería ventajoso disponer de un dispositivo de soporte del tejido que fuera estable de manera inherente durante la expansión, eliminando de esta manera el curvado y la torsión de las configuraciones estructurales durante el despliegue del "stent".
Sería también deseable un control de la deformación a un nivel deseado, que aproveche las ventajas del endurecimiento por el trabajo, sin alcanzar un nivel de deformación plástica en la cual puede producirse un fallo.
Además sería ventajoso disponer de un dispositivo de soporte de tejidos con una recuperación elástica o un "retroceso" mínimo del dispositivo después de la expansión.
Sería ventajoso disponer de un dispositivo de soporte de tejidos que pudiera ser plegado con seguridad en el catéter de suministro sin requerir herramientas especiales, técnicas o características auxiliares de sujeción.
Sería aún ventajoso disponer de un dispositivo de soporte de tejidos que tuviera una resistencia mejorada a las fuerzas de compresión (resistencia mejorada al aplastamiento) después de la expansión.
Sería asimismo ventajoso disponer de un dispositivo de soporte de tejidos que consiga todas las mejoras anteriores con una reducción mínima de la longitud total del "stent" durante la expansión.
Finalmente, sería asimismo ventajoso dar a conocer un dispositivo de soporte de tejidos que sea expansionable de manera diferencial, y/o que tenga características de estructura del orificio que permita disponer bifurcaciones.
Características de la invención
La presente invención se dirige a varios problemas importantes en el diseño de dispositivos médicos que pueden expansionarse, que incluyen: necesidad de elevadas fuerzas de expansión, falta de radio-opacidad en los "stents" de paredes delgadas; curvado y torsión de la configuración de los "stents" durante la expansión; deficientes propiedades de plegado; y excesiva recuperación elástica ("retroceso") después de la implantación. La invención proporciona asimismo las ventajas de una mejor resistencia frente a las fuerzas de compresión después de la expansión, del control del nivel de deformación plástica y un reducido acortamiento axial durante la expansión. Algunas realizaciones de la invención proporcionan asimismo una uniformidad de expansión mejorada mediante la limitación de la deformación geométrica máxima entre alambres. Otras realizaciones de la invención incluyen segmentos del dispositivo de expansión que puede ser expansionado en una secuencia especificada y/o una configuración de orificios enmarcados para alojar bifurcaciones.
La invención implica la incorporación de configuraciones de concentración de tensiones/deformaciones, o "bisagras dúctiles", en puntos seleccionados en el cuerpo de un dispositivo médico cilíndrico que puede expansionarse. Cuando se aplican fuerzas de expansión al dispositivo como un conjunto, estas bisagras dúctiles concentran las tensiones de expansión y las deformaciones en zonas pequeñas bien definidas, al mismo tiempo que limitan la deformación del alambre y la deformación plástica a los niveles especificados.
Según un aspecto de la presente invención, un dispositivo médico que pueda expansionarse incluye una serie de elementos alargados y una serie de bisagras dúctiles que conectan la serie de elementos entre sí, en un dispositivo substancialmente cilíndrico que puede expansionarse en sentido radial. La serie de elementos alargados tienen la anchura del elemento en dirección circunferencial. Las bisagras dúctiles tienen una anchura en una dirección circunferencial a lo largo de una parte de la longitud de una bisagra, que es menor que la anchura del elemento, de tal manera que, cuando se expansiona el dispositivo, las bisagras dúctiles experimentan una deformación plástica, mientras que los elementos no se deforman plásticamente. Una primera sección del dispositivo substancialmente cilíndrico incluye bisagras dúctiles que tienen una primera anchura, y una segunda sección del dispositivo substancialmente cilíndrico incluye bisagras dúctiles que tienen una segunda anchura, diferente de la primera anchura, de tal manera que la primera sección se expansiona antes que la segunda sección.
De acuerdo con un aspecto adicional de la invención, un dispositivo médico que puede expansionarse incluye una serie de elementos alargados y una serie de bisagras dúctiles que conectan la serie de elementos entre sí, en un dispositivo substancialmente cilíndrico que puede expansionarse radialmente. La serie de elementos alargadas está unida entre sí en una disposición regular para formar el dispositivo substancialmente cilíndrico. La serie de elementos alargados tiene una anchura de elemento en una dirección circunferencial y las bisagras dúctiles tienen una anchura en una dirección circunferencial a lo largo de una parte de la longitud de la bisagra que es menor que la anchura del elemento, de tal manera que, cuando el dispositivo se expansiona, las bisagras dúctiles experimentan una deformación plástica, mientras que los elementos no se deforman plásticamente. Una configuración con un orificio interrumpe la disposi-
ción regular de la serie de elementos, acomodando la configuración del orificio a una bifurcación en un vaso sanguíneo.
Según otro aspecto de la presente invención, un método para la expansión de un dispositivo médico incluye las etapas de:
proporcionar un dispositivo médico substancialmente cilíndrico que puede expansionarse, que tiene una primera sección con bisagras dúctiles de una primera configuración, y una segunda sección con bisagras dúctiles de una segunda configuración, que requiere para la expansión una fuerza diferente que la de la primera configuración; y
expansionar el dispositivo en una secuencia de expansión controlada con un elemento que puede expansionarse.
Breve descripción de los dibujos
A continuación se describirá la invención con mayor detalle, haciendo referencia a las realizaciones preferentes ilustradas en los dibujos adjuntos, en los cuales los elementos similares llevan numerales de referencia similares, y en los que:
la figura 1 es una vista isométrica de un dispositivo de soporte de tejidos de la técnica anterior;
la figura 2 es una vista isométrica de un dispositivo de soporte de tejidos según una realización de la invención;
las figuras 3a-d son vistas, en perspectiva, de bisagras dúctiles según diversas variaciones de la invención;
la figura 3e es una vista lateral de otra realización de una bisagra dúctil;
las figuras 4a y 4b son una vista isométrica y una vista a mayor escala de un dispositivo de soporte de tejidos según una realización alternativa de la invención;
las figuras 5a-5c son vistas, en perspectiva, lateral, y en sección transversal, de una bisagra dúctil ideal a efectos de análisis;
la figura 5d es una curva de tensión/deformación de la bisagra dúctil idealizada;
la figura 6 es una vista, en perspectiva, de un elemento simple a efectos de cálculo;
la figura 7 es un gráfico de los momentos con respecto a la curvatura, para un elemento rectangular;
la figura 8 es una vista lateral, a mayor escala, de una bisagra dúctil flexionada;
las figuras 9a y 9b son vistas laterales, a mayor escala, de bisagras dúctiles en las posiciones inicial y expansionada, con alambres acortados para ilustrar las relaciones de contracción axial; y
la figura 10 es una vista lateral de una parte de una realización alternativa de un dispositivo de soporte de tejidos que tiene una resistencia elevada al aplastamiento y un reducido retroceso;
las figuras 11a-11c son vistas laterales esquemáticas, de un dispositivo de soporte de tejidos con expansión diferencial, sin expansionar, parcialmente expansionado y totalmente expansionado;
la figura 12a es una vista lateral, de un dispositivo de cilíndrico de soporte de tejidos sin expansionar, con una configuración con un orificio lateral, que ha sido dispuesta en un plano para mayor facilidad de la ilustración; y
las figuras 12b y 12c son vistas laterales esquemáticas del dispositivo de soporte de tejidos de la figura 12a, sin expansionar y expansionado.
Descripción detallada de las realizaciones preferentes
La figura 2 muestra una realización de un dispositivo expansionable (20) para soporte de tejidos según la presente invención. El dispositivo de soporte de tejidos (20) incluye una serie de ranuras axiales (22) formadas en un tubo cilíndrico (24). Cada ranura axial (22) está desplazada axialmente de las ranuras de las filas adyacentes de ranuras, aproximadamente en la mitad de la longitud de la ranura, dando como resultado una disposición escalonada de las ranuras. El desplazamiento entre las filas adyacentes de ranuras tiene como resultado filas alternativas de ranuras que se extienden hasta los extremos del tubo cilíndrico (24). En cada extremo interior de cada una de las ranuras axiales (22) se forma una ranura circunferencial (26). El material entre las ranuras (22) forma una red de alambres axiales (28), que se extiende de manera substancialmente paralela al eje del tubo (24). Los alambres axiales (28) están unidos mediante conectores circunferenciales cortos (30). Los conectores circunferenciales (30) están situados tanto en el interior del tubo cilíndrico como en los extremos del tubo cilíndrico. La sección transversal (y el momento de inercia rectangular) de cada uno de los alambres (28) no es constante a lo largo de la longitud del alambre. En vez de ello, la sección transversal del alambre cambia bruscamente a ambos extremos de cada alambre (28) en la posición de las ranuras circunferenciales (26). De este modo, los alambres (28) no son prismáticos. Cada alambre individual (28) está conectado al resto de la estructura a través de un par de secciones reducidas (32), una en cada extremo, que actúan como una configuración de concentración de tensiones/deformaciones. Las secciones reducidas (32) de los alambres actúan como bisagras en la estructura cilíndrica. Dado que la configuración (32) de concentración de tensiones/deformaciones está diseñada para trabajar dentro de la gama de deformación plástica de materiales generalmente dúctiles, se denomina de bisagras dúctiles. Dichas configuraciones se denominan habitualmente "bisagras de muesca" o "resortes de muesca" en el diseño de mecanismos de alta precisión, donde son utilizadas exclusivamente dentro de la gama
elástica.
Haciendo referencia a los dibujos y a la descripción, la anchura de cualquier configuración se define como su dimensión en la dirección circunferencial del cilindro. La longitud de cualquier configuración se define como su dimensión en la dirección axial del cilindro. El espesor de cualquier configuración se define como el espesor de la pared del cilindro.
La presencia de bisagras dúctiles (32) permite que todas las configuraciones restantes del dispositivo de soporte de tejidos se incrementen en anchura o en el componente orientado en sentido circunferencial de sus momentos rectangulares de inercia respectivos, incrementando de este modo en gran manera la resistencia y la rigidez de estas configuraciones. El resultado neto es que la deformación, primero elástica, y luego plástica, se inicia y se propaga en las bisagras dúctiles (32) antes de que otros elementos estructurales del dispositivo sufran una deformación elástica significativa. La fuerza requerida para expansionar el dispositivo de soporte de tejidos (20) resulta ser una función de la forma geométrica de las bisagras dúctiles (32), más que de la estructura del dispositivo como conjunto y, de manera arbitraria, pueden especificarse pequeñas fuerzas de expansión mediante el cambio de la forma geométrica de la bisagra, virtualmente para cualquier espesor de pared del material. En particular, pueden escogerse espesores de pared suficientemente grandes para ser visibles en un fluoroscopio para cualquier material de interés.
Con el fin de conseguir un retroceso mínimo, las bisagras dúctiles (32) deben estar diseñadas para funcionar correctamente dentro de la gama plástica del material, y se desarrollan curvas de deformación-curvatura local, relativamente elevadas. Cuando se aplican estas condiciones, la curvatura elástica es una fracción muy pequeña de la curvatura plástica o total, y de este modo, cuando disminuyen las fuerzas de expansión, el porcentaje de cambio en la curvatura de la bisagra es muy reducido. Cuando están incorporadas en una red de alambres diseñada para obtener el máximo partido de este efecto, el retroceso elástico o el "retroceso" de la estructura global del "stent" queda reducido a un mínimo.
En la realización de la figura 2, resulta deseable incrementar la anchura de los alambres individuales (28) entre las bisagras dúctiles (32) hasta la anchura máxima que sea geométricamente posible para un diámetro dado, y para un cierto número de alambres dispuestos alrededor de este diámetro. La única limitación geométrica con respecto a la anchura del alambre es la anchura mínima práctica de las ranuras (22), la cual es de unos 0,0508 mm (0,002 pulgadas), para el mecanizado con láser. La rigidez lateral de los alambres (28) se incrementa en proporción al cubo de la anchura del alambre, de modo que unos incrementos relativamente pequeños en la anchura del alambre incrementan de forma significativa la rigidez del alambre. El resultado neto de introducir las bisagras dúctiles (32) y de incrementar la anchura del alambre es que los alambres (28) ya no actúan como resortes flexibles de láminas, sino que actúan como elementos esencialmente rígidos entre las bisagras dúctiles. Toda la expansión o compresión radial del dispositivo cilíndrico de soporte de tejidos (20) queda contenida mediante deformación mecánica en las configuraciones de las bisagras (32), y la elasticidad de la bisagra empieza con una expansión o una compresión radial global muy pequeña.
La elasticidad de las bisagras dúctiles con desviaciones radiales brutas muy bajas proporciona asimismo las excelentes características de plegado que presentan los diseños basados en bisagras dúctiles. Cuando un dispositivo de soporte de tejidos es plegado en un globo doblado dentro de un catéter, es posible una compresión radial muy pequeña del dispositivo, dado que el acoplamiento inicial entre el globo y el dispositivo está ya ajustado. La mayor parte de "stents" simplemente rebotan elásticamente después de dicha compresión, dando como resultado fuerzas de sujeción muy bajas y la tendencia que comporta que el "stent" se deslice en el globo. Sin embargo, las bisagras dúctiles mantienen una deformación plástica significativa, incluso con las reducidas deformaciones que se producen durante el plegado en el globo, y por consiguiente, un dispositivo que utiliza bisagras dúctiles presenta fuerzas de sujeción mucho más elevadas. Los diseños de bisagras dúctiles según la presente invención pueden estar plegados con seguridad en un globo de un catéter de suministro, manualmente o a máquina, sin necesidad de los dispositivos auxiliares de retención habitualmente utilizados para retener en posición los "stents" conocidos.
Los detalles geométricos de las configuraciones de concentración de tensión/deformación o de las bisagras dúctiles (32) pueden variar en gran manera para adaptarse a las características exactas de expansión mecánica requeridas en una aplicación específica. Las bisagras dúctiles más corrientes y sencillas están formadas mediante ranuras o muescas con bases redondeadas como en las figuras 3a y 3c. Dado que los haces láser utilizados a menudo para fabricar estas configuraciones son asimismo redondos, las ranuras o las muescas con bases circulares son de las más fáciles de fabricar.
La figura 3a muestra una bisagra dúctil (36) formada mediante un par de ranuras circulares opuestas (38), (40). Según esta realización, la ranura circunferencial (26) tiene unos extremos semicirculares (38) que tienen un radio de curvatura (r). Las ranuras semicirculares exteriores (40) opuestas a los extremos semicirculares (38) tienen asimismo un radio de curvatura (r). La figura 3c muestra otra bisagra dúctil (54) formada mediante una ranura parabólica o elíptica (56).
Generalmente, las bisagras dúctiles (36) de la realización de la figura 3a, formadas entre pares de curvas cóncavas (38), (40), tienen una anchura mínima a lo largo de una línea que conecta sus centros de curvatura respectivos. Cuando los alambres conectados mediante la bisagra dúctil son separados o unidos, la deformación plástica se concentra de manera elevada en una zona inmediatamente adyacente al plano bisector de la bisagra en este punto de estrechamiento.
En el caso de deformaciones menores, esta concentración muy elevada de tensiones en el plano bisector es aceptable y, en algunos casos, útil. Para el plegado previsto de los "stents", por ejemplo, es deseable generar deformaciones plásticas relativamente elevadas con ángulos de desviación muy pequeños.
Sin embargo, como un tema práctico, los ángulos de desviación de los alambres para la expansión del dispositivo están a menudo comprendidos dentro de la gama de 25º a 45º. Con estos ángulos, la deformación en la raíz o en el plano bisector de la configuración de las bisagras dúctiles cóncavas puede superar fácilmente el alargamiento a la rotura del 50 al 60% del acero inoxidable 316L, uno de los materiales más dúctiles para "stents". La configuración de limitación de la desviación, que se describirá más adelante, limita la desviación geométrica de los alambres, pero esta configuración no afecta por sí misma al patrón de propagación de la deformación plástica en un diseño determinado de bisagra dúctil. En el caso de bisagras dúctiles cóncavas con grandes ángulos de plegado, se mantienen unas concentraciones de tensión muy elevadas. Las micrografías por escaneado de electrones han confirmado este
análisis.
En muchas aplicaciones de ingeniería, es deseable limitar la magnitud de la deformación o del "trabajo en frío" en un material hasta un nivel especificado, con el fin de optimizar las propiedades del material y garantizar un funcionamiento seguro. Por ejemplo, en aplicaciones médicas, es deseable limitar la magnitud del trabajo en frío en el acero inoxidable 316L al 30% aproximadamente. A este nivel, se incrementa la resistencia del material, mientras que la deformación del material está todavía muy por debajo de la zona de rotura. De manera ideal, por consiguiente, una bisagra dúctil segura y efectiva no solamente debería limitar la desviación bruta, sino que de manera fiable debería limitar la deformación del material a un nivel especificado.
La figura 3b muestra un diseño sencillo de una bisagra dúctil que permite que la deformación del material quede limitada a un cierto nivel especificado. La bisagra dúctil de la figura 3b está formada mediante una ranura circunferencial rectangular (46) con esquinas curvadas (48) en un lado del alambre, permaneciendo recto el lado opuesto (50) del alambre. Las bisagras dúctiles (44) son substancialmente secciones rectangulares entre los extremos de la ranura (46) y de las paredes laterales (50).
Uno de los conceptos clave de la figura 3b es que la bisagra dúctil (44) tiene una anchura constante o substancialmente constante, a lo largo, por lo menos, de una parte de su longitud total. Con esta configuración, no existe una anchura local mínima a lo largo del eje de la bisagra dúctil, como sucede con los pares de bases cóncavas. Por consiguiente, no hay un punto de concentración de tensiones y deformaciones a lo largo de la longitud del elemento de la bisagra dúctil durante la expansión del "stent". En particular, las deformaciones máximas por tracción y compresión se distribuirán de manera uniforme a lo largo de las superficies superior e inferior de la bisagra (44) durante la expansión del "stent". Estando el ángulo bruto de plegado limitado por topes mecánicos, que se describen con detalle más adelante, la deformación máxima del material (en las superficies de las bisagras) puede estar limitada por consiguiente, de manera fiable, mediante el ajuste de la longitud inicial de la bisagra dúctil sobre la cual se distribuye el alargamiento total.
La figura 3d muestra una bisagra dúctil (60) en un alambre cilíndrico (62) para incorporarlo en un dispositivo de soporte de tejidos en forma de alambre. La bisagra dúctil (60) está formada mediante una parte reducida del diámetro del alambre (62). También en este caso, es importante que la bisagra dúctil tenga una amplitud substancialmente constante en una parte de su longitud con el fin de proporcionar un control de la deformación. Preferentemente, la bisagra dúctil es prismática en una parte de su longitud. La deformación máxima del material puede ser modificada ajustando la longitud de la bisagra. Las bisagras dúctiles de la presente invención tienen una anchura constante o substancialmente constante, por lo menos, en 1/3 de la longitud de la bisagra dúctil, y preferentemente sobre, por lo menos, 1/2 de la longitud de la bisagra dúctil.
La figura 3e muestra una bisagra dúctil asimétrica (63) que origina unas funciones distintas de deformación con respecto al ángulo de desviación, en la expansión y en la compresión. Cada una de las bisagras dúctiles (64) está formada entre una superficie convexa (68) y una superficie cóncava (69). Según una realización preferente, la bisagra dúctil (64) adopta esencialmente la forma de un elemento pequeño, prismático, curvado, que tiene una sección transversal substancialmente constante. No obstante, el espesor de la bisagra dúctil curvada (64) puede variar algo, mientras que la anchura de la bisagra dúctil permanece constante a lo largo de una parte de la longitud de la bisagra. La anchura del elemento curvado se mide a lo largo del radio de curvatura del elemento. Este elemento pequeño, curvado, está orientado de tal manera que la superficie cóncava menor (69) está situada bajo tensión en la dirección de plegado del dispositivo, mientras que la superficie convexa mayor (68) de las bisagras dúctiles está situada bajo tensión en la dirección de expansión del dispositivo. En este caso, tampoco existe una anchura mínima local de la bisagra dúctil (64) a lo largo del eje de la bisagra dúctil (curvada), y no hay concentración de deformación del material. Durante la expansión del dispositivo, la deformación por tracción estará distribuida a lo largo de la superficie convexa (68) de la bisagra (64) y la expansión máxima estará limitada mediante el ángulo de las paredes de la muesca cóncava (69) que proporciona una característica de limitación geométrica de la desviación. La deformación por tracción máxima puede, por consiguiente, estar limitada de manera fiable mediante el ajuste de la longitud inicial de la bisagra dúctil (64) en forma de arco convexo, sobre la cual está distribuido el alargamiento total.
Las bisagras dúctiles ilustradas en las figuras 3a-e, son ejemplos de estructuras diferentes que actúan como un concentrador de tensión/deformación. En la presente invención pueden utilizarse muchas otras configuraciones de concentrador de tensiones/deformaciones. Las bisagras dúctiles según la presente invención incluyen generalmente un cambio brusco de anchura de un alambre que actúa para concentrar las tensiones y las deformaciones en la sección más estrecha del alambre. Estas bisagras dúctiles incluyen asimismo generalmente configuraciones para limitar la desviación mecánica de los alambres acoplados y están configuradas para controlar la deformación del material durante grandes desviaciones del alambre. Aunque las bisagras dúctiles han sido ilustradas en la figura 2 como estando situadas en los extremos de cada una de las ranuras axiales (22), en otros diseños, pueden estar situadas también en otras posiciones sin apartarse de la presente invención.
En la figura 4a y en la vista lateral, a mayor escala, de la figura 4b, se ilustra una realización alternativa de un dispositivo de soporte de tejidos (80). El dispositivo de soporte de tejidos (80) incluye una serie de tubos cilíndricos (82) conectados mediante elementos puente (84) en forma de S. los elementos puente (84) permiten que el dispositivo de soporte de tejidos (84) se flexione axialmente al pasar a través de la trayectoria tortuosa de los vasos sanguíneos hasta el lugar de despliegue, y permiten que el dispositivo se curve cuando sea necesario para adaptarse a la curvatura del lumen a soportar. Los elementos puente (84) en forma de S proporcionan una flexibilidad axial mejorada con respecto a los dispositivos de la técnica anterior, debido al espesor de los elementos en dirección radial que permite que el ancho de los elementos sea relativamente reducido sin sacrificar resistencia radial. Por ejemplo, la anchura de los elementos puente (84) puede ser aproximadamente de 0,0305-0,0330 mm (0,0012-0,0013 pulgadas). Cada uno de los tubos cilíndricos (82) tiene una serie de ranuras axiales (86) que se extienden desde una superficie del extremo del tubo cilíndrico hasta una superficie del extremo opuesto. Entre las ranuras axiales (86) está formada una serie de alambres axiales (88) que tienen bisagras dúctiles (90). Las bisagras dúctiles (90) están formadas por medio de ranuras circunferenciales (92) formadas en los extremos interiores de las ranuras axiales (86) y de las muescas (94) opuestas.
Las muescas (94) tienen, cada una de ellas, dos paredes inclinadas opuestas (96) que actúan como un tope para limitar la desviación geométrica de la bisagra dúctil, y de este modo limitar la expansión máxima del dispositivo. A medida que los tubos cilíndricos (82) se expansionan y se produce la flexión de las bisagras dúctiles (90), las paredes laterales inclinadas de las muescas (94) se acercan una a la otra. Una vez que las paredes laterales opuestas (96) de una muesca entran en contacto entre sí, resisten la expansión adicional de una bisagra dúctil específica, haciendo que la expansión adicional se produzca en otras secciones del dispositivo de soporte de tejidos. Esta característica de limitación de la desviación geométrica es particularmente útil cuando se produce una expansión irregular, tanto por variaciones en el dispositivo de soporte de tejidos (80) debidas a las tolerancias de fabricación, como por una expansión irregular del globo.
El dispositivo de soporte de tejidos (20), (80), según la presente invención, puede estar conformado en cualquier material dúctil, tal como acero, oro, plata, tántalo, titanio, Nitinol, otras aleaciones de memoria de forma, otros metales o incluso algunos plásticos. Un método preferente para fabricar el dispositivo de soporte de tejidos (20), (80) implica formar un tubo cilíndrico y cortar por láser a continuación las ranuras (22), (26), (86), (92) y las muescas (94) en el tubo. Como alternativa, el dispositivo de soporte de tejidos puede estar formado mediante electroerosión, ataque químico seguido de laminación y soldadura, o mediante cualquier otro método conocido.
El diseño y el análisis de la concentración de tensión/deformación para las bisagras dúctiles y para las propiedades de concentración de tensión/deformación en general, es complejo. Por ejemplo, puede calcularse el factor de concentración de tensiones para la forma geométrica simplificada de la bisagra dúctil de la figura 3a, y resulta de la siguiente fórmula en la que D es la anchura de los alambres (28), h es la altura de las ranuras circulares (38), (40), y r es el radio de curvatura de las ranuras. A efectos de este ejemplo, la proporción de h/r se ha escogido que sea 4. No obstante, pueden utilizarse también con éxito otras proporciones de h/r.
1
Generalmente, los factores de concentración de tensiones, son útiles solamente en la gama elástica lineal. Pueden determinarse los patrones de concentración de tensiones para un cierto número de otras formas geométricas mediante mediciones fotoelásticas y otros métodos experimentales. Los diseños de "stents" basados en la utilización de configuraciones de concentración de tensiones/deformaciones o de bisagras dúctiles, implican generalmente formas geométricas más complejas de las bisagras y operan en regímenes elásticos no lineales y de deformación plástica.
La naturaleza general de la relación entre las fuerzas aplicadas, las propiedades del material y la forma geométrica de la bisagra dúctil puede ser comprendida más fácilmente mediante un análisis de una bisagra idealizada (66) tal como se muestra en las figuras 5a a 5c. La bisagra (66) es un elemento simple de sección transversal rectangular que tiene una anchura (h), una longitud (L) y un espesor (b). La bisagra idealizada (66) tiene propiedades plásticas del material idealmente elásticas que están caracterizadas mediante la curva ideal de tensión/deformación de la figura 5d. Puede apreciarse que el "momento plástico" o el "momento límite de flexión" para dicho elemento está representado mediante la fórmula:
2
en la cual b corresponde al espesor de la pared del tubo cilíndrico, h es la anchura circunferencial de la bisagra dúctil y \delta_{yp} es el límite elástico del material de la bisagra. Suponiendo que la presión de expansión sea proporcional únicamente al momento plástico, puede apreciarse que la presión de expansión requerida para expansionar el dispositivo de soporte de tejidos se incrementa linealmente con el espesor de pared (b) y con el cuadrado de la anchura (h) de la bisagra dúctil. De este modo, es posible compensar cambios relativamente grandes en el espesor de pared (b) con cambios relativamente pequeños en la anchura (h) de la bisagra. Mientras que el caso anterior idealizado es solo aproximado, las mediciones empíricas de las fuerzas de expansión para diferentes anchuras de bisagra en varias formas geométricas diferentes de bisagras dúctiles han confirmado la forma general de esta relación. De acuerdo con ello, para diferentes formas geométricas de bisagras dúctiles es posible incrementar el espesor del dispositivo de soporte de tejidos para conseguir la opacidad radiológica, compensando al mismo tiempo el aumento de espesor con una disminución mucho menor de la anchura de la bisagra.
De manera ideal, el espesor de pared (b) del "stent" debe ser tan delgado como sea posible mientras proporcione una buena visibilidad en un fluoroscopio. Para la mayor parte de materiales para "stents", incluyendo el acero inoxidable, podría sugerirse un espesor aproximado de 0,127 a 0,178 mm (0,005 a 0,007 pulgadas) o mayor. La inclusión de bisagras dúctiles en el diseño de un "stent" puede disminuir las fuerzas/presiones de expansión a niveles muy bajos para cualquier espesor de material de interés. De este modo, las bisagras dúctiles permiten la fabricación de dispositivos de soporte de tejidos con un espesor de pared óptimo con unos niveles de la fuerza de expansión significativamente menores que los diseños habituales no visibles.
Las fuerzas de expansión requeridas para expansionar el dispositivo de soporte de tejidos (20) según la presente invención, desde un estado inicial ilustrado en la figura 2, hasta un estado de expansión, están comprendidas entre 1 y 5 atmósferas, preferentemente entre 2 y 3 atmósferas. La expansión puede ser llevada a cabo de una forma conocida, tal como mediante el hinchado de un globo o mediante un mandril. El dispositivo de soporte de tejidos (20) en estado expansionado tiene un diámetro que preferentemente es de hasta tres veces el diámetro del dispositivo en el estado inicial sin expansionar.
Muchos dispositivos de soporte de tejidos conformados a partir de tubos cilíndricos comprenden redes de elementos prismáticos, largos y estrechos, de sección transversal esencialmente rectangular, tal como se muestra en la figura 6. Estos elementos que constituyen los dispositivos de soporte de tejidos conocidos pueden ser rectas o curvadas, dependiendo del diseño particular. Los dispositivos de soporte de tejidos expansionables conocidos tienen un espesor de pared típico (b) de 0,0635 mm (0,0025 pulgadas) y una anchura típica del alambre (h) de 0,127 a 0,1524 mm (0,005 a 0,006 pulgadas). La proporción b:h para la mayor parte de diseños conocidos es de 1:2 o inferior. A medida que b disminuye y que aumenta la longitud L del elemento, es cada vez más probable que el elemento responda a un momento de flexión aplicado M con pandeo, y muchos diseños de la técnica anterior presentan este comportamiento. Esto puede apreciarse en la siguiente fórmula para el "momento crítico de pandeo" para el elemento de la
figura 6.
3
en la que:
E = módulo de elasticidad
G = módulo de cizalladura
Como contraste, en el diseño de una bisagra dúctil basado en la presente invención, durante la expansión únicamente se deforma la propia bisagra. La bisagra dúctil típica (32) no es un elemento largo y estrecho como son los alambres de los "stents" conocidos. El espesor de pared de la presente invención puede ser incrementado hasta 0,127 mm (0,005 pulgadas) o más, mientras que la anchura de la bisagra es típicamente de 0,0508 a 0,0762 mm (0,002 a 0,003 pulgadas), preferentemente de 0,0635 mm (0,0025 pulgadas) o menos. La longitud típica de la bisagra de 0,0508 a 0,0127 mm (0,002 a 0,005 pulgadas), es mayor que un orden de magnitud inferior a la longitud típica del alambre. De este modo, la proporción b:h en una bisagra dúctil (32) típica, es de 2:1 o mayor. Esta es una proporción inherentemente estable, significando que el momento plástico para dicho elemento de la bisagra dúctil es muy inferior al momento crítico de pandeo M_{crit}, y el elemento de la bisagra dúctil se deforma mediante una deformación-curvatura normal. De esta manera, las bisagras dúctiles (32) no son propensas a pandeo cuando están sometidas a momentos de flexión durante la expansión del dispositivo de soporte de tejidos (20).
Para proporcionar propiedades óptimas de retroceso y de resistencia al aplastamiento, es deseable diseñar las bisagras dúctiles de manera que confieran a la bisagra unas deformaciones relativamente importantes y, de este modo, se confieren unas grandes curvaturas a la bisagra durante la expansión del dispositivo de soporte de tejidos. La curvatura se define como la inversa del radio de curvatura del eje neutro de un elemento en flexión pura. Una curvatura mayor durante la expansión tiene como resultado que la curvatura elástica de la bisagra sea una pequeña fracción de la curvatura total de la bisagra. De esta manera, el retroceso elástico bruto del dispositivo de soporte de tejidos es una pequeña fracción del cambio total en la circunferencia. Generalmente es posible hacer esto porque los materiales habitualmente utilizados en los "stents", tales como el acero inoxidable 316L, tienen unos elevados alargamientos a la rotura (es decir, son muy dúctiles).
No es práctico deducir fórmulas exactas de las curvaturas residuales para formas geométricas complejas y para materiales reales (es decir, para materiales con curvas de deformación/tensión no idealizadas). La naturaleza general de las curvaturas residuales y del retroceso de una bisagra dúctil puede ser comprendida examinado la relación momento/curvatura para la bisagra elástica, rectangular y plástica ideal (66) mostrada en las figuras 5a a 5c. Puede apreciarse que la relación entre el momento aplicado y la curvatura resultante del elemento es:
4
Esta función está representada en el gráfico de la figura 7. En este gráfico puede apreciarse que el momento aplicado M se aproxima asintóticamente a un valor límite M_{p}, denominado momento límite o plástico. Más allá de 11/12M_{p} se producen grandes deformaciones plásticas con un pequeño incremento adicional del momento aplicado. Cuando se elimina el momento aplicado, el elemento rebota elásticamente a lo largo de una línea tal como (a-b). De este modo, la parte elástica de la curvatura total se aproxima a un límite de 3/2 de la curvatura en el punto de rendimiento. Estas relaciones pueden expresarse de la manera siguiente:
5
Al impartir una curvatura adicional en la zona plástica no se puede incrementar adicionalmente la curvatura elástica, sino que disminuirá la proporción de la curvatura elástica a plástica. De este modo, una curvatura adicional o una mayor expansión del dispositivo de soporte de tejidos reducirá el porcentaje de retroceso de la totalidad de la estructura del "stent".
Tal como se muestra en la figura 8, cuando un alambre rígido (28) está conectado a la bisagra dúctil (66) descrita anteriormente, el alambre (28) forma un ángulo (\theta) con la horizontal que está en función de la curvatura de la bisagra. Un cambio en la curvatura de la bisagra tiene como resultado un cambio correspondiente de este ángulo (\theta). El retroceso angular elástico de la bisagra es el cambio (\Delta\theta) en el ángulo que resulta del retroceso de la curvatura elástica descrito anteriormente y, de esta manera el retroceso angular se aproxima también a un valor límite a medida que progresa la deformación plástica. La fórmula siguiente proporciona el valor límite del retroceso angular elástico para la bisagra ideal de la figura 8.
6
en la que la deformación en el punto del límite elástico es una propiedad independiente del material (tensión elástica dividida por el módulo de elasticidad); (L) es la longitud de la bisagra dúctil; y (h) es la anchura de la bisagra. En el caso de las bisagras dúctiles no idealizadas fabricadas en materiales reales, la constante 3 de la fórmula anterior es sustituida por una función de crecimiento lento de la deformación total, pero el efecto de la forma geométrica seguiría siendo el mismo. Específicamente, el ángulo de retroceso elástico de una bisagra dúctil disminuye cuando aumenta la anchura (h) de la bisagra, y se incrementa cuando aumenta la longitud (L) de la bisagra. Por consiguiente, para reducir el retroceso al mínimo, debe incrementarse la anchura (h) de la bisagra y debe disminuirse la longitud (L).
La anchura (h) de la bisagra dúctil estará determinada generalmente mediante criterios de la fuerza de expansión, de modo que es importante reducir la longitud de la bisagra a un mínimo práctico con el fin de reducir al mínimo el retroceso elástico. Los datos empíricos sobre el retroceso de bisagras dúctiles de longitudes diferentes muestran un retroceso significativamente menor para longitudes cortas de bisagras, de acuerdo con el análisis anterior.
Las bisagras dúctiles (32) del dispositivo de soporte de tejidos (20) proporcionan una segunda ventaja importante al reducir el retroceso del dispositivo. La realización de la figura 2 muestra una red de alambres unidos entre sí a través de bisagras dúctiles para formar un cilindro. En este diseño, los alambres (28) son paralelos inicialmente a un eje del dispositivo. A medida que el dispositivo se expande, la curvatura se transmite a las bisagras (32), y los alambres (28) adoptan un ángulo \theta con respecto a su orientación original, tal como se muestra en la figura 8. La expansión circunferencial total de la estructura del dispositivo de soporte de tejidos está en función de la curvatura de la bisagra (ángulo del alambre) y de la longitud del alambre. Además, la contribución incremental a la expansión del "stent" (o retroceso) para un alambre individual, depende del ángulo instantáneo del alambre. Específicamente, para un cambio incremental en el ángulo del alambre (\Delta\theta), el cambio incremental en la circunferencia (\DeltaC) dependerá de la longitud del alambre (R) y del coseno del ángulo (\theta) del alambre.
\Delta C = R \ \Delta\theta \ cos \ \theta
Dado que el retroceso elástico de la curvatura de la bisagra es casi constante para cualquier curvatura bruta, la contribución neta al retroceso circunferencial (\DeltaC) es más pequeña para ángulos (\theta) mayores del alambre. La circunferencia final del dispositivo está habitualmente especificada como un cierto valor fijo, de manera que la disminución de la longitud total del alambre puede incrementar el ángulo final (\theta) del alambre. El retroceso total del "stent" puede quedar reducido de esta manera con bisagras dúctiles que utilicen alambres más cortos y con mayores curvaturas de la bisagra, una vez expandido.
Las mediciones empíricas han demostrado que los diseños de dispositivos de soporte de tejidos basados en bisagras dúctiles, tales como la realización de la figura 2, presentan una resistencia superior a las fuerzas de compresión una vez expandidos, a pesar de su fuerza de expansión muy reducida. Esta asimetría entre las fuerzas de compresión y de expansión puede ser debida a una combinación de factores que incluyen la forma geométrica de la bisagra dúctil, el mayor espesor de pared y el incremento del trabajo en frío debido a niveles de deformación más elevados.
Según un ejemplo del dispositivo de soporte de tejidos de la invención, el dispositivo puede ser expansionado mediante la aplicación de una presión interna de aproximadamente 2 bar (2 atmósferas) o inferior, y una vez expansionado a un diámetro entre 2 y 3 veces el diámetro inicial, puede resistir una fuerza de compresión de aproximadamente 157 a 196 N/m (16 a 20 gf/mm) o superior. Unos ejemplos de valores típicos de la fuerza de compresión para los dispositivos de la técnica anterior son 37 a 39 N/m (3,8 a 4,0 gf/mm).
Aunque las características de retroceso y de resistencia al aplastamiento de los dispositivos de soporte de tejidos pueden ser mejoradas mediante la utilización de bisagras dúctiles con curvaturas grandes en la configuración expansionada, debe prestarse atención a no superar un nivel máximo aceptable de deformación para el material que se está utilizando. Por ejemplo, para la bisagra dúctil (44) de la figura 3b, puede apreciarse que la tensión máxima del material para un determinado ángulo de flexión se define por la expresión:
7
en la que (\varepsilon_{max}) es la deformación máxima, (h) es la anchura de la bisagra dúctil, (L) es la longitud de la bisagra dúctil y (\theta) es el ángulo de flexión en radianes. Cuando la deformación, la anchura de la bisagra y el ángulo de flexión están determinados mediante otros criterios, puede evaluarse esta fórmula para determinar la longitud correcta (L) de la bisagra dúctil.
Por ejemplo, si se supone que la bisagra dúctil (44) de la figura 3b fue fabricada en acero inoxidable 316L con una deformación máxima del 30%, la anchura h de la bisagra dúctil está fijada en 0,0635 mm (0,0025 pulgadas) mediante criterios de fuerzas de expansión; y el ángulo de flexión (\theta) está limitado mecánicamente a 0,5 radianes (\approx 30%) para una expansión total del "stent". Resolviendo la expresión anterior para (L), se obtiene que la longitud requerida para la bisagra dúctil es aproximadamente, por lo menos, de 0,0838 mm (0,0033 pulgadas).
Pueden desarrollarse fórmulas similares para determinar las longitudes requeridas para bisagras dúctiles de formas geométricas más complicadas, tales como la mostrada en la figura 3e. Los valores típicos para las partes prismáticas de estas bisagras dúctiles curvadas varían aproximadamente desde 0,051 hasta 0,089 mm (0,002 a 0,0035 pulgadas) en anchura de la bisagra y aproximadamente desde 0,051 hasta 0,152 mm (0,002 a 0,006 pulgadas) en longitud de la bisagra. Este diseño del dispositivo de soporte de tejidos de las figuras 4a y 4b incluye un tope que limita la desviación geométrica máxima de las bisagras dúctiles, mediante el diseño de las paredes inclinadas (96) de las muescas (94).
En muchos diseños de la técnica anterior, la expansión circunferencial estaba acompañada por una contracción significativa de la longitud axial del "stent" que puede llegar hasta el 15% de la longitud inicial del dispositivo. Una excesiva contracción axial puede ocasionar un cierto número de problemas en el despliegue y el rendimiento del dispositivo, incluyendo la dificultad de la colocación adecuada y de daños a los tejidos. Los diseños basados en bisagras dúctiles (32) pueden reducir al mínimo la contracción axial, o reducción, de un dispositivo de soporte de tejidos durante la expansión, de la forma siguiente.
Las figuras 9a y 9b ilustran una bisagra dúctil (32) ampliada y unos alambres (28) acortados, en las condiciones iniciales y después de la expansión. Cada alambre (28) está acoplado a dos bisagras dúctiles (32) por los extremos opuestos. Cada bisagra dúctil (32) tiene un centro instantáneo de rotación (C_{1}), (C_{2}) que es un punto de pivotamiento efectivo para el alambre (28) acoplado. Inicialmente, durante la expansión, el punto de pivotamiento (C_{1}) se desplaza verticalmente una cierta distancia (d), hasta que (C_{1}) queda posicionado al nivel de (C_{2}), tal como se muestra en la figura 9b. Cuando la disposición se expansiona verticalmente, los alambres axiales (28) se desplazan en un arco circular con respecto a los puntos de pivotamiento, tal como se muestra en la figura 9b. Puede apreciarse que la distancia horizontal (e) entre los puntos de pivotamiento (C_{1}) y (C_{2}) en realidad aumenta inicialmente, alcanzando un máximo (e_{max}) cuando los dos puntos están en el mismo eje horizontal, tal como se muestra en la figura 9b. A medida que continúa la expansión vertical, el dispositivo se comprime axialmente hasta su longitud original. Solamente cuando la expansión vertical de la disposición continúa más allá del punto en que la distancia horizontal (e) entre (C_{1}) y (C_{2}) es la misma que la distancia horizontal original (e), la longitud total de la disposición empieza realmente a contraerse. Por ejemplo, en el caso del "stent" mostrado en la figura 2, aproximadamente 1/3 de la expansión circunferencial total ha sido llevada a cabo en el momento en que se alcanza la configuración de la figura 9b, y el "stent" presenta una contracción axial muy reducida.
Esta capacidad para controlar la contracción axial basada en el diseño de la bisagra y del alambre proporciona una gran flexibilidad de diseño cuando se utilizan bisagras dúctiles. Por ejemplo, puede diseñarse un "stent" con una contracción axial nula.
En la figura 10 se muestra una realización alternativa que ilustra el compromiso entre resistencia al aplastamiento y contracción axial. La figura 10 muestra una parte de un dispositivo de soporte de tejidos (70) que tiene una disposición de alambres (72) y bisagras dúctiles (74) en estado sin expansionar. Los alambres (72) están situados inicialmente con un ángulo (\theta_{1}) con respecto al eje longitudinal (X) del dispositivo. A medida que el dispositivo se expansiona radialmente desde el estado sin expansionar ilustrado en la figura 10, el ángulo (\theta_{1}) aumenta. En este caso, el dispositivo se contrae axialmente desde el comienzo de la expansión vertical a lo largo de toda la expansión. Una vez que el dispositivo se ha expansionado completamente, el ángulo final (\theta_{1}) que tiene el alambre (72) con la horizontal será mucho mayor que el ángulo (\theta) en el dispositivo de las figuras 8a y 8b. Tal como se ha mostrado previamente, un ángulo final más elevado (\theta_{1}) del alambre puede significar un aumento de la resistencia al aplastamiento y una disminución del retroceso circunferencial de la estructura del "stent". No obstante, existe un compromiso entre el aumento de la resistencia al aplastamiento y el aumento de la contracción axial.
Según un ejemplo de la presente invención, los alambres (72) están posicionados inicialmente con un ángulo aproximado de 0º a 45º con respecto al eje longitudinal del dispositivo. A medida que el dispositivo se expansiona radialmente, desde el estado sin expansionar ilustrado en la figura 10a, el ángulo del alambre aumenta hasta aproximadamente 20º a 80º.
Los dispositivos de soporte de tejidos que incluyen bisagras dúctiles, tal como los descritos anteriormente, pueden ser utilizados para crear muchas configuraciones útiles del dispositivo además de los dispositivos substancialmente cilíndricos descritos anteriormente. Por ejemplo, los dispositivos de soporte de tejidos que tienen bisagras dúctiles pueden estar diseñados con varias zonas o áreas del dispositivo abiertas a las presiones diferenciales de expansión, mediante la variación de la configuración de la bisagra. Esta propiedad hace posible controlar la secuencia de expansión de las diferentes configuraciones y zonas del dispositivo. Otra variación del diseño del dispositivo de soporte de tejidos permite la creación de orificios de formas especiales, para un acceso lateral al dispositivo, que se abren cuando el dispositivo se expansiona y puede ser utilizado para alojar bifurcaciones de los vasos sanguíneos.
Las bisagras dúctiles son especialmente útiles en la creación de dispositivos de soporte que se expansionan en una secuencia determinada. Mediante la variación de la anchura de las bisagras dúctiles específicas, en diferentes zonas del dispositivo de soporte de tejidos, puede ajustarse de manera independiente la presión de expansión de cada una de las zonas del dispositivo. A medida que se expansiona el dispositivo, tal como mediante el incremento de la presión en el interior de un globo, se abren en primer lugar las zonas con una menor anchura de bisagra, seguido por la expansión de las zonas con anchuras progresivamente mayores de la bisagra. En la solicitud de patente USA nº de serie 09/315.885 registrada el 20 de Mayo de 1999 se describe un método para suministrar un dispositivo médico expansionable empleando la expansión controlada del dispositivo.
Las figuras 11a a 11c muestran la secuencia de expansión de un dispositivo de soporte de tejidos (100) con expansión diferencial, según una realización de la invención. La figura 11a muestra un dispositivo de soporte de tejidos (100) sin expansionar, en el cual la parte izquierda (102) del dispositivo tiene bisagras dúctiles con mayores anchuras que la parte derecha (104) del dispositivo. Por ejemplo, las dos filas de la izquierda de los alambres del dispositivo pueden tener anchuras de bisagra mayores que las dos filas de la derecha de los alambres del mismo dispositivo. Aunque las bisagras de las diferentes secciones (102), (104) del dispositivo (100) han sido descritas como teniendo diferentes anchuras para conseguir la expansión diferencial deseada, como alternativa puede modificarse la forma geométrica de la bisagra de otras maneras, para conseguir la expansión diferencial.
Para expansionar el dispositivo (100), se introduce un globo u otro dispositivo de expansión en el lumen central del dispositivo y se hincha el globo. A medida que aumenta la presión del globo, se expansiona el lado derecho (104) del dispositivo tal como se muestra en la figura 11b. En este momento, puede detenerse la expansión con una mitad del dispositivo expansionada y la otra sin expansionar. La expansión puede detenerse para realizar alguna tarea tal como la eliminación de un dispositivo de colocación o por otros motivos. A continuación, se continúa con la presurización del globo hasta completar el desplegamiento completo del lado izquierdo (102) del dispositivo tal como se muestra en la figura 11c. Son posibles, y potencialmente útiles, secuencias de expansión mucho más complejas. Por ejemplo, pueden ser expandidos tres ó más segmentos en momentos diferentes. Como alternativa, las secciones del dispositivo que han sido expansionadas de manera diferenciada pueden ser secciones cilíndricas, secciones longitudinales, secciones rectangulares o secciones de cualquier otra forma. La expansión diferencial es muy útil en situaciones especiales de desplegamiento, tales como en el tratamiento de bifurcaciones y para crear configuraciones especiales en los dispositivos de soporte de tejidos, tales como orificios laterales de acceso, tal como se muestran en las figuras 12a a 12c.
Una configuración de un orificio con un marco, tal como la configuración mostrada en las figuras 12a a 12c, es capaz de proporcionar un soporte sólido y uniforme al tejido en la bifurcación de una arteria. Las técnicas conocidas para el tratamiento de bifurcaciones suministran generalmente un dispositivo de soporte de un tejido de malla en la arteria y colocan el dispositivo sobre la bifurcación. De acuerdo con los métodos conocidos, el cirujano intenta crear uno o más orificios de acceso en los lúmenes de las ramificaciones, mediante la introducción de un globo a través de la pared lateral del dispositivo de malla, e hinchando a continuación el globo para empujar simplemente la configuración local de la malla hacia un lado. Estas técnicas son azarosas, de manera inherente, por naturaleza: el punto exacto de expansión en el entramado del dispositivo no puede estar previsto, y el dispositivo puede expansionarse o no de manera satisfactoria en este punto. De un modo similar, es impredecible el soporte que proporcionan al tejido estas técnicas conocidas para el tratamiento de bifurcaciones de arterias.
La figura 12a muestra un dispositivo de soporte de tejidos (110) sin expansionar, en el cual se ha formado un orificio (112) en el centro. Las bisagras dúctiles (116) conectan todos los alambres (118) y las conexiones (120) del dispositivo, tal como ha sido descrito anteriormente con respecto a las realizaciones anteriores. Los extremos del dispositivo (110) tienen una disposición regular de alambres (118) y de bisagras dúctiles (116). El orificio (112) está formado eliminando diversos alambres axiales y conectando sus respectivos conectores laterales a dos conectores circunferenciales laterales más largos (114), que proporcionan un marco vertical para el orificio (112). Los alambres (122) que enmarcan el orificio (112) y que conectan los conectores laterales (114) pueden ser rectos, tal como se muestra, redondeados, o con un contorno de cualquier otra forma, dependiendo de la forma final deseada de la configuración del orificio expansionado.
Según una realización alternativa de la invención, las bisagras dúctiles (116) que conectan los alambres del marco (122) y los conectores laterales (114) están diseñadas para abrirse a una presión de hinchado algo menor que el resto de las bisagras dúctiles alrededor del resto de la circunferencia del dispositivo. De este modo, cuando se expansiona el dispositivo (110), en primer lugar, se abrirán los alambres (122) y los conectores laterales (114) que enmarcan la configuración del orificio (112). Cuando estos alambres (122) alcanzan su ángulo máximo, definido por los ángulos de la bisagra, el marco que rodea el orificio (112) "se bloquea" en la forma deseada. Los alambres (118) restantes alrededor de la circunferencia del dispositivo se expansionan a continuación de una manera normal, proporcionando una resistencia plena y soportando el lumen opuesto al orificio (112). Las figuras 12b y 12c muestran representaciones esquemáticas del dispositivo de la figura 12a en las configuraciones expansionada y sin expansionar. Tal como se muestra en la figura 12c, la configuración del orificio rectangular sin expansionar (112) se expansiona en una forma octagonal.
Una segunda propiedad de las bisagras dúctiles es importante en la creación de las configuraciones de los orificios laterales (112). En aplicaciones que requieren orificios laterales mayores, el orificio lateral expansionado puede abarcar menos de la circunferencia del "stent" expansionado que los alambres que fueron eliminados para crear el orificio. Por este motivo, los alambres restantes en las filas que contienen la configuración del orificio deben abarcar una mayor porción de la circunferencia del dispositivo. Para conseguir esto, deben alcanzar un ángulo de flexión mayor, llegando a menudo a los 60 grados. Esto se realiza fácilmente con las bisagras dúctiles tales como las mostradas en la figura 3e, incrementando la longitud del arco de la bisagra.
Las configuraciones del orificio según la presente invención pueden adoptar diferentes formas y tamaños dependiendo de la aplicación. Las configuraciones del orificio con el marco pueden estar diseñadas asimismo para sacar ventaja de las excelentes características de plegado de las bisagras dúctiles. Por ejemplo, pueden engraparse dispositivos auxiliares en un conjunto de un "stenticatéter" en orificios diseñados especialmente.
Según una realización alternativa de la presente invención, el dispositivo expansionable para el soporte de tejidos puede ser utilizado asimismo como un dispositivo de suministro para determinados productos curativos incluyendo medicamentos, quimioterapia u otros productos. Debido a la estructura del dispositivo de soporte de tejidos que incorpora bisagras dúctiles, las anchuras de los alambres pueden ser substancialmente mayores que las de los alambres de los dispositivos de la técnica anterior. Los alambres, debido a su gran tamaño, pueden ser utilizados para el suministro de productos curativos para disponer el producto curativo sobre los alambres o en el interior de los alambres. Los ejemplos específicos de mecanismos de suministro de productos curativos incluyen recubrimientos en los alambres, tales como recubrimientos de polímero que contienen productos curativos, orificios taladrados con láser en los alambres que contienen el producto curativo y similares.
Aunque la invención ha sido descrita con detalle haciendo referencia a las realizaciones preferentes de la misma, para un técnico en la materia será evidente que pueden realizarse diversos cambios y modificaciones, y que pueden utilizarse equivalentes, sin apartarse del ámbito de la presente invención.

Claims (6)

1. Dispositivo médico expansionable (100; 110), que comprende:
una serie de elementos alargados (118), estando unidos entre sí la serie de elementos alargados (118) para formar un dispositivo substancialmente cilíndrico (100; 110), el cual es expansionable radialmente, teniendo la serie de elementos alargados (118) una anchura de elementos; y
una serie de bisagras dúctiles (116) que conectan la serie de elementos (118) entre sí, en el dispositivo substancialmente cilíndrico (100; 110), una primera sección (104) del dispositivo substancialmente cilíndrico (100; 110) que incluye bisagras dúctiles (116) que tienen una primera anchura y una segunda sección (102) del dispositivo substancialmente cilíndrico (100; 110) que incluye bisagras dúctiles (116) que tienen una segunda anchura;
caracterizado porque
las bisagras dúctiles (116) tienen una anchura a lo largo de una parte de una longitud de la bisagra que es menor que la anchura del elemento, de tal manera que el dispositivo (100; 110) que se expansiona en las bisagras dúctiles (116) experimenta una deformación plástica, mientras que los elementos (118) no son deformadas plásticamente, y porque
la segunda anchura es diferente de la primera anchura, de tal manera que la primera sección (104) se expansiona antes que la segunda sección (102).
2. Dispositivo médico expansionable (100), según la reivindicación 1, en el que la primera sección (104) es una sección substancialmente cilíndrica en un primer extremo del dispositivo (100; 110) y la segunda sección (102) es una sección substancialmente cilíndrica en un segundo extremo del dispositivo (100).
3. Dispositivo médico expansionable (100; 110), según la reivindicación 1 ó 2, en el que la primera anchura y la segunda anchura están seleccionadas de tal manera que la totalidad de la primera sección (102) se expansiona antes de la expansión de la segunda sección (104).
4. Dispositivo médico expansionable (100; 110), según una de las reivindicaciones 1 a 3, que comprende además un globo para expansionar el dispositivo (100; 110) desde un primer diámetro hasta un segundo diámetro.
5. Dispositivo médico expansionable (100; 110), según las reivindicaciones 1 a 4, en el que la serie de elementos alargados (28) se extiende de manera substancialmente axial, y una serie de elementos circunferenciales (24) están conectados, cada uno de ellos, a unos primeros y segundos extremos, a una de los elementos axiales (28) mediante una bisagra dúctil (32).
6. Dispositivo médico expansionable (100), según una de las reivindicaciones 1 a 5, que comprende además un orificio lateral de acceso (112) formado en el dispositivo (110) en un estado sin expansionar, que aloja una bifurcación de un vaso cuando el dispositivo (110) está expansionado.
ES00932419T 1999-05-20 2000-05-12 Stent medico expansionable con articulaciones ductiles. Expired - Lifetime ES2282113T3 (es)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US315892 1994-09-30
US09/315,892 US6293967B1 (en) 1998-10-29 1999-05-20 Expandable medical device with ductile hinges

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2282113T3 true ES2282113T3 (es) 2007-10-16

Family

ID=23226519

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES00932419T Expired - Lifetime ES2282113T3 (es) 1999-05-20 2000-05-12 Stent medico expansionable con articulaciones ductiles.

Country Status (8)

Country Link
US (3) US6293967B1 (es)
EP (2) EP1795153B1 (es)
JP (1) JP2003500101A (es)
AT (1) ATE358457T1 (es)
AU (1) AU5014300A (es)
DE (2) DE20023924U1 (es)
ES (1) ES2282113T3 (es)
WO (1) WO2000071054A1 (es)

Families Citing this family (275)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6783543B2 (en) * 2000-06-05 2004-08-31 Scimed Life Systems, Inc. Intravascular stent with increasing coating retaining capacity
US7070590B1 (en) 1996-07-02 2006-07-04 Massachusetts Institute Of Technology Microchip drug delivery devices
US6692483B2 (en) 1996-11-04 2004-02-17 Advanced Stent Technologies, Inc. Catheter with attached flexible side sheath
ATE539702T1 (de) * 1996-11-04 2012-01-15 Advanced Stent Tech Inc Vorrichtung zum ausdehnnen eines stents und verfahren zu seiner entfaltung
US7341598B2 (en) 1999-01-13 2008-03-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with protruding branch portion for bifurcated vessels
US7591846B2 (en) 1996-11-04 2009-09-22 Boston Scientific Scimed, Inc. Methods for deploying stents in bifurcations
US6835203B1 (en) 1996-11-04 2004-12-28 Advanced Stent Technologies, Inc. Extendible stent apparatus
US8211167B2 (en) 1999-12-06 2012-07-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Method of using a catheter with attached flexible side sheath
US6325826B1 (en) * 1998-01-14 2001-12-04 Advanced Stent Technologies, Inc. Extendible stent apparatus
US6599316B2 (en) 1996-11-04 2003-07-29 Advanced Stent Technologies, Inc. Extendible stent apparatus
US7220275B2 (en) * 1996-11-04 2007-05-22 Advanced Stent Technologies, Inc. Stent with protruding branch portion for bifurcated vessels
IT1289815B1 (it) 1996-12-30 1998-10-16 Sorin Biomedica Cardio Spa Stent per angioplastica e relativo procedimento di produzione
US7179289B2 (en) 1998-03-30 2007-02-20 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device for delivery of beneficial agent
US6241762B1 (en) 1998-03-30 2001-06-05 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with ductile hinges
US7208011B2 (en) * 2001-08-20 2007-04-24 Conor Medsystems, Inc. Implantable medical device with drug filled holes
US20040254635A1 (en) 1998-03-30 2004-12-16 Shanley John F. Expandable medical device for delivery of beneficial agent
US7208010B2 (en) * 2000-10-16 2007-04-24 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device for delivery of beneficial agent
US7713297B2 (en) 1998-04-11 2010-05-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug-releasing stent with ceramic-containing layer
US20040088041A1 (en) * 1999-07-20 2004-05-06 Stanford Ulf Harry Expandable stent with array of relief cuts
US6293967B1 (en) 1998-10-29 2001-09-25 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with ductile hinges
US8257425B2 (en) 1999-01-13 2012-09-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with protruding branch portion for bifurcated vessels
US20050060027A1 (en) * 1999-01-13 2005-03-17 Advanced Stent Technologies, Inc. Catheter balloon systems and methods
US7655030B2 (en) 2003-07-18 2010-02-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheter balloon systems and methods
US6290673B1 (en) * 1999-05-20 2001-09-18 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device delivery system and method
US7387639B2 (en) * 1999-06-04 2008-06-17 Advanced Stent Technologies, Inc. Short sleeve stent delivery catheter and methods
US6890350B1 (en) 1999-07-28 2005-05-10 Scimed Life Systems, Inc. Combination self-expandable, balloon-expandable endoluminal device
KR20020064881A (ko) * 1999-09-23 2002-08-10 어드밴스트 스텐트 테크놀로지스, 인코포레이티드 분지 스텐트 시스템 및 방법
US6689156B1 (en) * 1999-09-23 2004-02-10 Advanced Stent Technologies, Inc. Stent range transducers and methods of use
US6733513B2 (en) 1999-11-04 2004-05-11 Advanced Bioprosthetic Surfaces, Ltd. Balloon catheter having metal balloon and method of making same
EP1229901B1 (en) * 1999-11-17 2009-03-18 Boston Scientific Limited Microfabricated devices for the delivery of molecules into a carrier fluid
US7300457B2 (en) * 1999-11-19 2007-11-27 Advanced Bio Prosthetic Surfaces, Ltd. Self-supporting metallic implantable grafts, compliant implantable medical devices and methods of making same
US8458879B2 (en) 2001-07-03 2013-06-11 Advanced Bio Prosthetic Surfaces, Ltd., A Wholly Owned Subsidiary Of Palmaz Scientific, Inc. Method of fabricating an implantable medical device
AU2001253479A1 (en) * 2000-04-13 2001-10-30 Sts Biopolymers, Inc. Targeted therapeutic agent release devices and methods of making and using the same
US20030114918A1 (en) 2000-04-28 2003-06-19 Garrison Michi E. Stent graft assembly and method
JP4754714B2 (ja) * 2000-06-01 2011-08-24 テルモ株式会社 管腔内留置物
EP1772114B1 (en) * 2000-06-05 2011-09-28 Boston Scientific Limited Intravascular stent with increasing coating retaining capacity
EP1582180B1 (en) 2000-10-16 2008-02-27 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device for delivery of beneficial agent
US6764507B2 (en) 2000-10-16 2004-07-20 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with improved spatial distribution
US6582394B1 (en) * 2000-11-14 2003-06-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent and catheter assembly and method for treating bifurcated vessels
JP2002200175A (ja) * 2000-12-27 2002-07-16 Gunze Ltd 生体管路ステント
US20040220660A1 (en) * 2001-02-05 2004-11-04 Shanley John F. Bioresorbable stent with beneficial agent reservoirs
EP1676547A1 (en) * 2001-02-05 2006-07-05 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device
US20040073294A1 (en) 2002-09-20 2004-04-15 Conor Medsystems, Inc. Method and apparatus for loading a beneficial agent into an expandable medical device
US6964680B2 (en) * 2001-02-05 2005-11-15 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with tapered hinge
AU2002250189A1 (en) * 2001-02-26 2002-09-12 Scimed Life Systems, Inc. Bifurcated stent and delivery system
US6790227B2 (en) * 2001-03-01 2004-09-14 Cordis Corporation Flexible stent
US6740114B2 (en) 2001-03-01 2004-05-25 Cordis Corporation Flexible stent
US6679911B2 (en) 2001-03-01 2004-01-20 Cordis Corporation Flexible stent
EP1258230A3 (en) * 2001-03-29 2003-12-10 CardioSafe Ltd Balloon catheter device
US8617231B2 (en) 2001-05-18 2013-12-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Dual guidewire exchange catheter system
DE60120955T3 (de) † 2001-07-20 2015-06-25 Cid S.P.A. Stent
US7842083B2 (en) 2001-08-20 2010-11-30 Innovational Holdings, Llc. Expandable medical device with improved spatial distribution
US7056338B2 (en) * 2003-03-28 2006-06-06 Conor Medsystems, Inc. Therapeutic agent delivery device with controlled therapeutic agent release rates
JP2003062084A (ja) * 2001-08-27 2003-03-04 Nipro Corp 可撓性の改良されたステント
GB0121980D0 (en) * 2001-09-11 2001-10-31 Cathnet Science Holding As Expandable stent
EP1304092B1 (en) * 2001-10-22 2007-12-05 Terumo Kabushiki Kaisha Stent and method of producing the same
US8080048B2 (en) * 2001-12-03 2011-12-20 Xtent, Inc. Stent delivery for bifurcated vessels
US7137993B2 (en) 2001-12-03 2006-11-21 Xtent, Inc. Apparatus and methods for delivery of multiple distributed stents
US7270668B2 (en) * 2001-12-03 2007-09-18 Xtent, Inc. Apparatus and methods for delivering coiled prostheses
US20030135266A1 (en) * 2001-12-03 2003-07-17 Xtent, Inc. Apparatus and methods for delivery of multiple distributed stents
US7147656B2 (en) * 2001-12-03 2006-12-12 Xtent, Inc. Apparatus and methods for delivery of braided prostheses
US7351255B2 (en) * 2001-12-03 2008-04-01 Xtent, Inc. Stent delivery apparatus and method
US20040186551A1 (en) * 2003-01-17 2004-09-23 Xtent, Inc. Multiple independent nested stent structures and methods for their preparation and deployment
US7294146B2 (en) 2001-12-03 2007-11-13 Xtent, Inc. Apparatus and methods for delivery of variable length stents
US7892273B2 (en) * 2001-12-03 2011-02-22 Xtent, Inc. Custom length stent apparatus
US7309350B2 (en) * 2001-12-03 2007-12-18 Xtent, Inc. Apparatus and methods for deployment of vascular prostheses
US7182779B2 (en) * 2001-12-03 2007-02-27 Xtent, Inc. Apparatus and methods for positioning prostheses for deployment from a catheter
US7147661B2 (en) 2001-12-20 2006-12-12 Boston Scientific Santa Rosa Corp. Radially expandable stent
US20040010315A1 (en) * 2002-03-29 2004-01-15 Song John K. Self-expanding intervertebral device
AU2003231910A1 (en) * 2002-06-13 2003-12-31 Existent, Inc. Mechanical structures and implants using said structures
US20050065596A1 (en) * 2002-07-24 2005-03-24 Xufan Tseng Stents capable of controllably releasing histone deacetylase inhibitors
US7086476B2 (en) * 2002-08-06 2006-08-08 Schlumberger Technology Corporation Expandable devices and method
US20040054398A1 (en) * 2002-09-13 2004-03-18 Cully Edward H. Stent device with multiple helix construction
CA2499594A1 (en) * 2002-09-20 2004-04-01 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with openings for delivery of multiple beneficial agents
US7758636B2 (en) 2002-09-20 2010-07-20 Innovational Holdings Llc Expandable medical device with openings for delivery of multiple beneficial agents
AU2003272682C1 (en) * 2002-09-20 2009-07-16 Nellix, Inc. Stent-graft with positioning anchor
JP4995420B2 (ja) 2002-09-26 2012-08-08 アドヴァンスド バイオ プロスセティック サーフェシーズ リミテッド 高強度の真空堆積されたニチノール合金フィルム、医療用薄膜グラフト材料、およびそれを作製する方法。
US20040143321A1 (en) * 2002-11-08 2004-07-22 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device and method for treating chronic total occlusions with local delivery of an angiogenic factor
US20040142014A1 (en) * 2002-11-08 2004-07-22 Conor Medsystems, Inc. Method and apparatus for reducing tissue damage after ischemic injury
EP1562523A1 (en) * 2002-11-21 2005-08-17 SDGI Holdings, Inc. Systems and techniques for intravertebral spinal stablization with expandable devices
WO2004047689A1 (en) * 2002-11-21 2004-06-10 Sdgi Holdings, Inc. Systems and techniques for intravertebral spinal stablization with expandable devices
US20070239251A1 (en) * 2002-12-31 2007-10-11 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Flexible stent
ATE526038T1 (de) 2003-03-28 2011-10-15 Innovational Holdings Llc Implantierbares medizinprodukt mit kontinuierlichem mittel-konzentrationsgefälle
US20040202692A1 (en) * 2003-03-28 2004-10-14 Conor Medsystems, Inc. Implantable medical device and method for in situ selective modulation of agent delivery
EP1620047B1 (en) 2003-05-07 2009-11-11 Advanced Bio Prosthetic Surfaces, Ltd. Metallic implantable grafts and method of making same
DE10323628A1 (de) * 2003-05-20 2004-12-30 Biotronik Ag Stents aus einem Material geringer Bruchdehnung
US6916336B2 (en) * 2003-06-09 2005-07-12 Avantec Vascular Corporation Vascular prosthesis
US7241308B2 (en) * 2003-06-09 2007-07-10 Xtent, Inc. Stent deployment systems and methods
US6840569B1 (en) * 2003-07-22 2005-01-11 Arthur Donald Leigh Caravan
US20050038497A1 (en) * 2003-08-11 2005-02-17 Scimed Life Systems, Inc. Deformation medical device without material deformation
US8298280B2 (en) 2003-08-21 2012-10-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with protruding branch portion for bifurcated vessels
US7785653B2 (en) 2003-09-22 2010-08-31 Innovational Holdings Llc Method and apparatus for loading a beneficial agent into an expandable medical device
US20050080475A1 (en) * 2003-10-14 2005-04-14 Xtent, Inc. A Delaware Corporation Stent delivery devices and methods
US7553324B2 (en) * 2003-10-14 2009-06-30 Xtent, Inc. Fixed stent delivery devices and methods
US7192440B2 (en) * 2003-10-15 2007-03-20 Xtent, Inc. Implantable stent delivery devices and methods
US20050090888A1 (en) * 2003-10-28 2005-04-28 Hines Richard A. Pleated stent assembly
US20050149166A1 (en) 2003-11-08 2005-07-07 Schaeffer Darin G. Branch vessel prosthesis with anchoring device and method
US20050100577A1 (en) * 2003-11-10 2005-05-12 Parker Theodore L. Expandable medical device with beneficial agent matrix formed by a multi solvent system
US7344557B2 (en) 2003-11-12 2008-03-18 Advanced Stent Technologies, Inc. Catheter balloon systems and methods
US7403966B2 (en) * 2003-12-08 2008-07-22 Freescale Semiconductor, Inc. Hardware for performing an arithmetic function
US20070156225A1 (en) * 2003-12-23 2007-07-05 Xtent, Inc. Automated control mechanisms and methods for custom length stent apparatus
US7326236B2 (en) * 2003-12-23 2008-02-05 Xtent, Inc. Devices and methods for controlling and indicating the length of an interventional element
US20050182390A1 (en) * 2004-02-13 2005-08-18 Conor Medsystems, Inc. Implantable drug delivery device including wire filaments
CA2555384A1 (en) * 2004-03-04 2005-09-22 Biolok International, Inc. Surgical stent having micro-geometric patterned surface
US8007528B2 (en) 2004-03-17 2011-08-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent
US7323006B2 (en) * 2004-03-30 2008-01-29 Xtent, Inc. Rapid exchange interventional devices and methods
US8003122B2 (en) * 2004-03-31 2011-08-23 Cordis Corporation Device for local and/or regional delivery employing liquid formulations of therapeutic agents
AU2005232545B2 (en) 2004-03-31 2010-08-12 Cook Medical Technologies Llc Stent deployment device
US8048140B2 (en) 2004-03-31 2011-11-01 Cook Medical Technologies Llc Fenestrated intraluminal stent system
US7846940B2 (en) * 2004-03-31 2010-12-07 Cordis Corporation Solution formulations of sirolimus and its analogs for CAD treatment
US20050228477A1 (en) * 2004-04-09 2005-10-13 Xtent, Inc. Topographic coatings and coating methods for medical devices
US20060122693A1 (en) * 2004-05-10 2006-06-08 Youssef Biadillah Stent valve and method of manufacturing same
US20060122686A1 (en) * 2004-05-10 2006-06-08 Ran Gilad Stent and method of manufacturing same
US20060122692A1 (en) * 2004-05-10 2006-06-08 Ran Gilad Stent valve and method of using same
US7887587B2 (en) 2004-06-04 2011-02-15 Synthes Usa, Llc Soft tissue spacer
WO2005122959A2 (en) 2004-06-08 2005-12-29 Advanced Stent Technologies, Inc. Stent with protruding branch portion for bifurcated vessels
US8317859B2 (en) 2004-06-28 2012-11-27 J.W. Medical Systems Ltd. Devices and methods for controlling expandable prostheses during deployment
US20050288766A1 (en) 2004-06-28 2005-12-29 Xtent, Inc. Devices and methods for controlling expandable prostheses during deployment
US8048145B2 (en) 2004-07-22 2011-11-01 Endologix, Inc. Graft systems having filling structures supported by scaffolds and methods for their use
EP1799151A4 (en) * 2004-09-15 2014-09-17 Conor Medsystems Inc BINDERSTAND WITH A CERPRINCIBLE END AND METHOD FOR STORING A STENT IN A BIFURCATION
WO2006034436A2 (en) 2004-09-21 2006-03-30 Stout Medical Group, L.P. Expandable support device and method of use
US20060069424A1 (en) * 2004-09-27 2006-03-30 Xtent, Inc. Self-constrained segmented stents and methods for their deployment
WO2006062639A2 (en) * 2004-12-08 2006-06-15 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with differential hinge performance
US9427340B2 (en) 2004-12-14 2016-08-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with protruding branch portion for bifurcated vessels
AR054656A1 (es) * 2005-04-03 2007-07-11 Liliana Rosa Grinfeld Stent para lesiones ostiales y bifurcaciones vasculares
US7402168B2 (en) * 2005-04-11 2008-07-22 Xtent, Inc. Custom-length stent delivery system with independently operable expansion elements
US8480728B2 (en) 2005-05-26 2013-07-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent side branch deployment initiation geometry
US8317855B2 (en) 2005-05-26 2012-11-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Crimpable and expandable side branch cell
US20060271170A1 (en) * 2005-05-31 2006-11-30 Gale David C Stent with flexible sections in high strain regions
US7320702B2 (en) * 2005-06-08 2008-01-22 Xtent, Inc. Apparatus and methods for deployment of multiple custom-length prostheses (III)
US7938851B2 (en) 2005-06-08 2011-05-10 Xtent, Inc. Devices and methods for operating and controlling interventional apparatus
AU2006259292B2 (en) * 2005-06-15 2012-02-09 Cook Medical Technologies Llc Intraluminal device with improved tapered beams
US7666220B2 (en) * 2005-07-07 2010-02-23 Nellix, Inc. System and methods for endovascular aneurysm treatment
JP5081822B2 (ja) 2005-07-14 2012-11-28 スタウト メディカル グループ，エル．ピー． 拡張可能支持デバイスおよびシステム
WO2007014088A2 (en) * 2005-07-25 2007-02-01 Cook Incorporated Intraluminal prosthesis and stent
US8038706B2 (en) 2005-09-08 2011-10-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Crown stent assembly
US8043366B2 (en) 2005-09-08 2011-10-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Overlapping stent
US7731741B2 (en) 2005-09-08 2010-06-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Inflatable bifurcation stent
US8231669B2 (en) * 2005-09-22 2012-07-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Tether guided stent side branch
US20070078511A1 (en) * 2005-09-30 2007-04-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Hybrid bifurcated stent
JP2007117548A (ja) * 2005-10-31 2007-05-17 Japan Stent Technology Co Ltd ステント
US20070112418A1 (en) * 2005-11-14 2007-05-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with spiral side-branch support designs
US8343211B2 (en) 2005-12-14 2013-01-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Connectors for bifurcated stent
US8435284B2 (en) 2005-12-14 2013-05-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Telescoping bifurcated stent
WO2007076377A2 (en) * 2005-12-19 2007-07-05 Stout Medical Group, L.P. Expandable support device
US7540881B2 (en) 2005-12-22 2009-06-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcation stent pattern
US20070150041A1 (en) * 2005-12-22 2007-06-28 Nellix, Inc. Methods and systems for aneurysm treatment using filling structures
US20070179587A1 (en) * 2006-01-30 2007-08-02 Xtent, Inc. Apparatus and methods for deployment of custom-length prostheses
US8821561B2 (en) 2006-02-22 2014-09-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Marker arrangement for bifurcation catheter
DE602007009051D1 (de) * 2006-03-03 2010-10-21 Prescient Medical Inc Endoluminale prothese zur behandlung von empfindlicher plaque
US20070208419A1 (en) * 2006-03-06 2007-09-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcation stent with uniform side branch projection
US7833264B2 (en) 2006-03-06 2010-11-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent
US20070208411A1 (en) * 2006-03-06 2007-09-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent with surface area gradient
US8298278B2 (en) * 2006-03-07 2012-10-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent with improvement securement
CA2646885A1 (en) 2006-03-20 2007-09-27 Xtent, Inc. Apparatus and methods for deployment of linked prosthetic segments
US20070224235A1 (en) 2006-03-24 2007-09-27 Barron Tenney Medical devices having nanoporous coatings for controlled therapeutic agent delivery
US8187620B2 (en) 2006-03-27 2012-05-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices comprising a porous metal oxide or metal material and a polymer coating for delivering therapeutic agents
US20070233233A1 (en) * 2006-03-31 2007-10-04 Boston Scientific Scimed, Inc Tethered expansion columns for controlled stent expansion
US8066760B2 (en) * 2006-04-18 2011-11-29 Medtronic Vascular, Inc. Stent with movable crown
JP5542273B2 (ja) 2006-05-01 2014-07-09 スタウト メディカル グループ，エル．ピー． 拡張可能な支持装置および使用方法
AU2007249300B2 (en) * 2006-05-12 2013-01-31 Cardinal Health 529, Llc Baloon expandable bioabsorbable drug eluting stent
US20070281117A1 (en) * 2006-06-02 2007-12-06 Xtent, Inc. Use of plasma in formation of biodegradable stent coating
US20070293878A1 (en) * 2006-06-16 2007-12-20 Butsch John L Magnetic mesh support for tissue walls
US7922758B2 (en) 2006-06-23 2011-04-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Nesting twisting hinge points in a bifurcated petal geometry
US8815275B2 (en) 2006-06-28 2014-08-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Coatings for medical devices comprising a therapeutic agent and a metallic material
JP2009542359A (ja) 2006-06-29 2009-12-03 ボストン サイエンティフィック リミテッド 選択的被覆部を備えた医療装置
EP2043565A1 (en) * 2006-07-20 2009-04-08 M.I. Tech Co., Ltd. Stent
US20080269865A1 (en) * 2006-08-07 2008-10-30 Xtent, Inc. Custom Length Stent Apparatus
US8216267B2 (en) 2006-09-12 2012-07-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Multilayer balloon for bifurcated stent delivery and methods of making and using the same
EP2068757B1 (en) 2006-09-14 2011-05-11 Boston Scientific Limited Medical devices with drug-eluting coating
US7780730B2 (en) 2006-09-25 2010-08-24 Iyad Saidi Nasal implant introduced through a non-surgical injection technique
EP2073765A2 (en) * 2006-09-25 2009-07-01 Boston Scientific Limited Injection of therapeutic into porous regions of a medical device
US7951191B2 (en) * 2006-10-10 2011-05-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent with entire circumferential petal
US8206429B2 (en) 2006-11-02 2012-06-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Adjustable bifurcation catheter incorporating electroactive polymer and methods of making and using the same
US7981150B2 (en) 2006-11-09 2011-07-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis with coatings
US7842082B2 (en) 2006-11-16 2010-11-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent
US7972382B2 (en) * 2006-12-26 2011-07-05 Warsaw Orthopedic, Inc. Minimally invasive spinal distraction devices and methods
US7959668B2 (en) 2007-01-16 2011-06-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent
US8814930B2 (en) 2007-01-19 2014-08-26 Elixir Medical Corporation Biodegradable endoprosthesis and methods for their fabrication
US20080177373A1 (en) * 2007-01-19 2008-07-24 Elixir Medical Corporation Endoprosthesis structures having supporting features
EP2107895A1 (en) * 2007-01-29 2009-10-14 Cook Incorporated Medical prosthesis and method of production
US8221496B2 (en) 2007-02-01 2012-07-17 Cordis Corporation Antithrombotic and anti-restenotic drug eluting stent
US20080199510A1 (en) * 2007-02-20 2008-08-21 Xtent, Inc. Thermo-mechanically controlled implants and methods of use
US8431149B2 (en) 2007-03-01 2013-04-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Coated medical devices for abluminal drug delivery
US8070797B2 (en) 2007-03-01 2011-12-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device with a porous surface for delivery of a therapeutic agent
US8486132B2 (en) 2007-03-22 2013-07-16 J.W. Medical Systems Ltd. Devices and methods for controlling expandable prostheses during deployment
US8118861B2 (en) 2007-03-28 2012-02-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcation stent and balloon assemblies
US20080243241A1 (en) 2007-03-28 2008-10-02 Zhao Jonathon Z Short term sustained drug-delivery system for implantable medical devices and method of making the same
US8647376B2 (en) 2007-03-30 2014-02-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Balloon fold design for deployment of bifurcated stent petal architecture
DE102007016415A1 (de) * 2007-04-05 2008-10-09 Biotronik Vi Patent Ag Medizinisches Gefäß-Stützimplantat, insbesondere Stent
US8067054B2 (en) 2007-04-05 2011-11-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Stents with ceramic drug reservoir layer and methods of making and using the same
US7976915B2 (en) 2007-05-23 2011-07-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis with select ceramic morphology
US8002823B2 (en) 2007-07-11 2011-08-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis coating
US7942926B2 (en) 2007-07-11 2011-05-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis coating
JP2010533563A (ja) 2007-07-19 2010-10-28 ボストン サイエンティフィック リミテッド 吸着抑制表面を有する内部人工器官
US8815273B2 (en) 2007-07-27 2014-08-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug eluting medical devices having porous layers
US7931683B2 (en) 2007-07-27 2011-04-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Articles having ceramic coated surfaces
US8221822B2 (en) 2007-07-31 2012-07-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device coating by laser cladding
US8486134B2 (en) 2007-08-01 2013-07-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcation treatment system and methods
JP2010535541A (ja) 2007-08-03 2010-11-25 ボストン サイエンティフィック リミテッド 広い表面積を有する医療器具用のコーティング
US7959669B2 (en) 2007-09-12 2011-06-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent with open ended side branch support
US20090076584A1 (en) * 2007-09-19 2009-03-19 Xtent, Inc. Apparatus and methods for deployment of multiple custom-length prostheses
EP3025685B1 (en) 2007-10-19 2019-07-17 CeloNova Biosciences, Inc. Implantable and lumen-supporting stents
US8029554B2 (en) 2007-11-02 2011-10-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with embedded material
US7938855B2 (en) 2007-11-02 2011-05-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Deformable underlayer for stent
US8216632B2 (en) 2007-11-02 2012-07-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis coating
US8936567B2 (en) 2007-11-14 2015-01-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Balloon bifurcated lumen treatment
US7833266B2 (en) 2007-11-28 2010-11-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent with drug wells for specific ostial, carina, and side branch treatment
US9440058B2 (en) 2007-12-17 2016-09-13 Cook Medical Technologies, LLC Device for enabling repeated access to a vessel
US8277501B2 (en) 2007-12-21 2012-10-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Bi-stable bifurcated stent petal geometry
EP2242456A2 (en) 2007-12-31 2010-10-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcation stent delivery system and methods
EP2242454A1 (en) * 2008-02-13 2010-10-27 Nellix, Inc. Graft endoframe having axially variable characteristics
US9603980B2 (en) 2008-02-26 2017-03-28 CARDINAL HEALTH SWITZERLAND 515 GmbH Layer-by-layer stereocomplexed polymers as drug depot carriers or coatings in medical devices
US9101503B2 (en) * 2008-03-06 2015-08-11 J.W. Medical Systems Ltd. Apparatus having variable strut length and methods of use
US8420110B2 (en) * 2008-03-31 2013-04-16 Cordis Corporation Drug coated expandable devices
US8409601B2 (en) 2008-03-31 2013-04-02 Cordis Corporation Rapamycin coated expandable devices
US8920491B2 (en) 2008-04-22 2014-12-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices having a coating of inorganic material
US8932346B2 (en) 2008-04-24 2015-01-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices having inorganic particle layers
WO2009132309A1 (en) 2008-04-25 2009-10-29 Nellix, Inc. Stent graft delivery system
US8273404B2 (en) 2008-05-19 2012-09-25 Cordis Corporation Extraction of solvents from drug containing polymer reservoirs
US8932340B2 (en) 2008-05-29 2015-01-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Bifurcated stent and delivery system
US8377108B2 (en) 2008-06-02 2013-02-19 Boston Scientific Scimed, Inc. Staggered two balloon bifurcation catheter assembly and methods
JP2011522614A (ja) * 2008-06-04 2011-08-04 ネリックス・インコーポレーテッド ドッキング装置および使用方法
JP2011522615A (ja) * 2008-06-04 2011-08-04 ネリックス・インコーポレーテッド 封止装置および使用方法
WO2009149410A1 (en) 2008-06-05 2009-12-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflatable bifurcated device
US8449603B2 (en) 2008-06-18 2013-05-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis coating
ES2946944T3 (es) 2008-08-28 2023-07-28 Marco Antonio Pena Duque Expansión direccional de dispositivos intraluminales
US8128678B2 (en) * 2008-09-02 2012-03-06 Cook Medical Technologies Llc Stent having less invasive ends and improved radial force
US8769796B2 (en) 2008-09-25 2014-07-08 Advanced Bifurcation Systems, Inc. Selective stent crimping
US11298252B2 (en) 2008-09-25 2022-04-12 Advanced Bifurcation Systems Inc. Stent alignment during treatment of a bifurcation
US8821562B2 (en) 2008-09-25 2014-09-02 Advanced Bifurcation Systems, Inc. Partially crimped stent
JP5635515B2 (ja) 2008-09-25 2014-12-03 アドバンスド バイファケーション システムズ， インコーポレイテッド 部分的圧着ステント
WO2010056895A1 (en) 2008-11-12 2010-05-20 Stout Medical Group, L.P. Fixation device and method
US20100211176A1 (en) 2008-11-12 2010-08-19 Stout Medical Group, L.P. Fixation device and method
WO2010059586A1 (en) 2008-11-19 2010-05-27 Entrigue Surgical, Inc. Apparatus and methods for correcting nasal valve collapse
US8231980B2 (en) 2008-12-03 2012-07-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical implants including iridium oxide
US7819914B2 (en) 2008-12-16 2010-10-26 Cordis Corporation Adhesion promoting primer for coated surfaces
US20100161039A1 (en) * 2008-12-23 2010-06-24 Vipul Dave Adhesion promoting temporary mask for coated surfaces
AU2010200316A1 (en) 2009-01-30 2010-08-19 Cordis Corporation Reservoir Eluting Stent
US8071156B2 (en) 2009-03-04 2011-12-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprostheses
GB2468861B (en) * 2009-03-23 2011-05-18 Cook William Europ Conformable stent structure and method of making same
US8287937B2 (en) 2009-04-24 2012-10-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthese
US20100280600A1 (en) * 2009-04-30 2010-11-04 Vipul Bhupendra Dave Dual drug stent
JP5619875B2 (ja) 2009-05-08 2014-11-05 ジンテス ゲゼルシャフト ミット ベシュレンクテル ハフツング 拡張型骨インプラント
US20100292777A1 (en) * 2009-05-13 2010-11-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent
US20110137407A1 (en) 2009-07-09 2011-06-09 Thai Minh Nguyen Bare metal stent with drug eluting reservoirs
US9327060B2 (en) * 2009-07-09 2016-05-03 CARDINAL HEALTH SWITZERLAND 515 GmbH Rapamycin reservoir eluting stent
US20110276078A1 (en) 2009-12-30 2011-11-10 Nellix, Inc. Filling structure for a graft system and methods of use
CN103068345B (zh) 2010-03-24 2015-10-14 高级分支系统股份有限公司 在对分叉部进行处理过程中的支架对准
WO2011119884A1 (en) 2010-03-24 2011-09-29 Advanced Bifurcation Systems, Inc System and methods for treating a bifurcation
EP2549958A4 (en) 2010-03-24 2016-09-14 Advanced Bifurcation Systems Inc METHODS AND SYSTEMS FOR TREATING BIFURCATION WITH IMPLANTATION OF PROVISIONAL VASCULAR STENT OF LATERAL RAMIFICATION
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
US8535380B2 (en) 2010-05-13 2013-09-17 Stout Medical Group, L.P. Fixation device and method
US8641769B2 (en) 2010-07-15 2014-02-04 Spine Wave, Inc. Plastically deformable inter-osseous device
EP2608747A4 (en) 2010-08-24 2015-02-11 Flexmedex Llc SUPPORT DEVICE AND METHOD FOR THEIR USE
US8556511B2 (en) 2010-09-08 2013-10-15 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Fluid bearing to support stent tubing during laser cutting
US9149286B1 (en) 2010-11-12 2015-10-06 Flexmedex, LLC Guidance tool and method for use
US8801768B2 (en) 2011-01-21 2014-08-12 Endologix, Inc. Graft systems having semi-permeable filling structures and methods for their use
CA2826760A1 (en) 2011-02-08 2012-08-16 Advanced Bifurcation Systems, Inc. Multi-stent and multi-balloon apparatus for treating bifurcations and methods of use
CA2826769A1 (en) 2011-02-08 2012-08-16 Advanced Bifurcation Systems, Inc. System and methods for treating a bifurcation with a fully crimped stent
EP2693980B1 (en) 2011-04-06 2022-07-13 Endologix LLC System for endovascular aneurysm treatment
EP2747682A4 (en) 2011-08-23 2015-01-21 Flexmedex Llc DEVICE AND METHOD FOR ABLATION OF TISSUE
US9480594B2 (en) 2013-02-27 2016-11-01 Spirox, Inc. Nasal implants and systems and methods of use
BR112015022688B1 (pt) 2013-03-14 2020-10-06 Endologix, Inc. Método para formação de um material in situ através do aumento do volume de um membro expansível de um dispositivo médico
US9480588B2 (en) 2014-08-15 2016-11-01 Elixir Medical Corporation Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication
US9259339B1 (en) 2014-08-15 2016-02-16 Elixir Medical Corporation Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication
US9730819B2 (en) 2014-08-15 2017-08-15 Elixir Medical Corporation Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication
US9855156B2 (en) 2014-08-15 2018-01-02 Elixir Medical Corporation Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication
CA2958213A1 (en) 2014-08-26 2016-03-03 Spirox, Inc. Nasal implants and systems and method of use
KR101643230B1 (ko) * 2015-09-17 2016-07-28 주식회사 바이오알파 스텐트
US10993800B2 (en) 2015-09-25 2021-05-04 Spirox, Inc. Nasal implants and systems and method of use
EP3451894B1 (en) 2016-05-02 2023-11-15 Entellus Medical, Inc. Nasal valve implants
US11622872B2 (en) 2016-05-16 2023-04-11 Elixir Medical Corporation Uncaging stent
EP3861961A1 (en) 2016-05-16 2021-08-11 Elixir Medical Corporation Uncaging stent
US11559668B2 (en) * 2019-02-21 2023-01-24 Vactronix Scientific, Llc. Drug-elution control sleeve for drug-eluting balloon and method

Family Cites Families (155)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3657744A (en) 1970-05-08 1972-04-25 Univ Minnesota Method for fixing prosthetic implants in a living body
US5643314A (en) 1995-11-13 1997-07-01 Navius Corporation Self-expanding stent
US5876419A (en) 1976-10-02 1999-03-02 Navius Corporation Stent and method for making a stent
US4300244A (en) 1979-09-19 1981-11-17 Carbomedics, Inc. Cardiovascular grafts
US4531936A (en) 1981-01-29 1985-07-30 Gordon Robert T Device and method for the selective delivery of drugs to the myocardium
US5441745A (en) 1982-03-30 1995-08-15 Vestar, Inc. Method of delivering micellular particles encapsulating chemotherapeutic agents to tumors in a body
US4542025A (en) 1982-07-29 1985-09-17 The Stolle Research And Development Corporation Injectable, long-acting microparticle formulation for the delivery of anti-inflammatory agents
US4834755A (en) 1983-04-04 1989-05-30 Pfizer Hospital Products Group, Inc. Triaxially-braided fabric prosthesis
US4580568A (en) 1984-10-01 1986-04-08 Cook, Incorporated Percutaneous endovascular stent and method for insertion thereof
US4824436A (en) 1985-04-09 1989-04-25 Harvey Wolinsky Method for the prevention of restenosis
US4650466A (en) 1985-11-01 1987-03-17 Angiobrade Partners Angioplasty device
US5102417A (en) 1985-11-07 1992-04-07 Expandable Grafts Partnership Expandable intraluminal graft, and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft
US4733665C2 (en) 1985-11-07 2002-01-29 Expandable Grafts Partnership Expandable intraluminal graft and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft
US4955878A (en) 1986-04-04 1990-09-11 Biotechnology, Inc. Kit for preventing or treating arterial dysfunction resulting from angioplasty procedures
JPH0763489B2 (ja) 1986-10-31 1995-07-12 宇部興産株式会社 医療用チユ−ブ
US4800882A (en) 1987-03-13 1989-01-31 Cook Incorporated Endovascular stent and delivery system
US5059211A (en) 1987-06-25 1991-10-22 Duke University Absorbable vascular stent
US4969458A (en) 1987-07-06 1990-11-13 Medtronic, Inc. Intracoronary stent and method of simultaneous angioplasty and stent implant
US5460817A (en) 1988-01-19 1995-10-24 Allied Colloids Ltd. Particulate composition comprising a core of matrix polymer with active ingredient distributed therein
JPH01259872A (ja) 1988-04-11 1989-10-17 Fukuda Denshi Co Ltd 除細動器用電極
US4989601A (en) 1988-05-02 1991-02-05 Medical Engineering & Development Institute, Inc. Method, apparatus, and substance for treating tissue having neoplastic cells
JPH0255064A (ja) 1988-08-03 1990-02-23 Toa O カテーテルを用いた血管内血栓の血栓除去装置
US5213580A (en) 1988-08-24 1993-05-25 Endoluminal Therapeutics, Inc. Biodegradable polymeric endoluminal sealing process
US5019090A (en) 1988-09-01 1991-05-28 Corvita Corporation Radially expandable endoprosthesis and the like
US5053048A (en) 1988-09-22 1991-10-01 Cordis Corporation Thromboresistant coating
CA1322628C (en) 1988-10-04 1993-10-05 Richard A. Schatz Expandable intraluminal graft
LU87410A1 (fr) 1988-12-20 1990-07-10 Cird Composition cosmetique ou pharmaceutique contenant des microspheres de polymeres ou de corps gras chargees d'au moins un produit actif
CH678393A5 (es) 1989-01-26 1991-09-13 Ulrich Prof Dr Med Sigwart
US5078726A (en) 1989-02-01 1992-01-07 Kreamer Jeffry W Graft stent and method of repairing blood vessels
US4960790A (en) 1989-03-09 1990-10-02 University Of Kansas Derivatives of taxol, pharmaceutical compositions thereof and methods for the preparation thereof
US4990155A (en) 1989-05-19 1991-02-05 Wilkoff Howard M Surgical stent method and apparatus
US4994071A (en) 1989-05-22 1991-02-19 Cordis Corporation Bifurcating stent apparatus and method
US5171262A (en) 1989-06-15 1992-12-15 Cordis Corporation Non-woven endoprosthesis
US5674278A (en) 1989-08-24 1997-10-07 Arterial Vascular Engineering, Inc. Endovascular support device
US5059166A (en) 1989-12-11 1991-10-22 Medical Innovative Technologies R & D Limited Partnership Intra-arterial stent with the capability to inhibit intimal hyperplasia
US5176617A (en) 1989-12-11 1993-01-05 Medical Innovative Technologies R & D Limited Partnership Use of a stent with the capability to inhibit malignant growth in a vessel such as a biliary duct
US5439446A (en) 1994-06-30 1995-08-08 Boston Scientific Corporation Stent and therapeutic delivery system
US5304121A (en) 1990-12-28 1994-04-19 Boston Scientific Corporation Drug delivery system making use of a hydrogel polymer coating
US5049132A (en) 1990-01-08 1991-09-17 Cordis Corporation Balloon catheter for delivering therapeutic agents
DE69108423T2 (de) 1990-02-08 1995-07-27 Howmedica Aufblasbarer Dilatator.
US5242399A (en) 1990-04-25 1993-09-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and system for stent delivery
US5344426A (en) 1990-04-25 1994-09-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and system for stent delivery
US5092841A (en) 1990-05-17 1992-03-03 Wayne State University Method for treating an arterial wall injured during angioplasty
WO1991017724A1 (en) 1990-05-17 1991-11-28 Harbor Medical Devices, Inc. Medical device polymer
US5407683A (en) 1990-06-01 1995-04-18 Research Corporation Technologies, Inc. Pharmaceutical solutions and emulsions containing taxol
AU8074591A (en) 1990-06-15 1992-01-07 Cortrak Medical, Inc. Drug delivery apparatus and method
EP0470569B1 (en) 1990-08-08 1995-11-22 Takeda Chemical Industries, Ltd. Intravascular embolizing agent containing angiogenesis inhibiting substance
US5171217A (en) 1991-02-28 1992-12-15 Indiana University Foundation Method for delivery of smooth muscle cell inhibitors
US5197978B1 (en) 1991-04-26 1996-05-28 Advanced Coronary Tech Removable heat-recoverable tissue supporting device
FR2678833B1 (fr) 1991-07-08 1995-04-07 Rhone Poulenc Rorer Sa Nouvelles compositions pharmaceutiques a base de derives de la classe des taxanes.
US5464450A (en) 1991-10-04 1995-11-07 Scimed Lifesystems Inc. Biodegradable drug delivery vascular stent
US5500013A (en) 1991-10-04 1996-03-19 Scimed Life Systems, Inc. Biodegradable drug delivery vascular stent
FR2683449A1 (fr) 1991-11-08 1993-05-14 Cardon Alain Endoprothese pour implantation transluminale.
US5270047A (en) 1991-11-21 1993-12-14 Kauffman Raymond F Local delivery of dipyridamole for the treatment of proliferative diseases
GB2262365B (en) 1991-12-10 1995-08-09 Sony Broadcast & Communication Apparatus and methods for designing,analyzing or simulating signal processing functions
US5260002A (en) 1991-12-23 1993-11-09 Vanderbilt University Method and apparatus for producing uniform polymeric spheres
CA2087132A1 (en) 1992-01-31 1993-08-01 Michael S. Williams Stent capable of attachment within a body lumen
DE69326631T2 (de) 1992-03-19 2000-06-08 Medtronic Inc Intraluminales Erweiterungsgerät
US5282823A (en) 1992-03-19 1994-02-01 Medtronic, Inc. Intravascular radially expandable stent
DE4214215A1 (de) 1992-04-30 1993-11-04 Behringwerke Ag Verwendung von inhibitoren von plasminogenaktivatoren zur behandlung von entzuendungen
US5383928A (en) 1992-06-10 1995-01-24 Emory University Stent sheath for local drug delivery
GB9213077D0 (en) 1992-06-19 1992-08-05 Erba Carlo Spa Polymerbound taxol derivatives
DE4222380A1 (de) 1992-07-08 1994-01-13 Ernst Peter Prof Dr M Strecker In den Körper eines Patienten perkutan implantierbare Endoprothese
KR940003548U (ko) 1992-08-14 1994-02-21 김형술 세탁물 건조기
US5342621A (en) 1992-09-15 1994-08-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Antithrombogenic surface
US5578075B1 (en) 1992-11-04 2000-02-08 Daynke Res Inc Minimally invasive bioactivated endoprosthesis for vessel repair
US5342348A (en) 1992-12-04 1994-08-30 Kaplan Aaron V Method and device for treating and enlarging body lumens
US5419760A (en) 1993-01-08 1995-05-30 Pdt Systems, Inc. Medicament dispensing stent for prevention of restenosis of a blood vessel
KR0147482B1 (ko) 1993-01-19 1998-08-01 알렌 제이. 스피겔 피복 복합 스텐트
US5439686A (en) 1993-02-22 1995-08-08 Vivorx Pharmaceuticals, Inc. Methods for in vivo delivery of substantially water insoluble pharmacologically active agents and compositions useful therefor
US5523092A (en) 1993-04-14 1996-06-04 Emory University Device for local drug delivery and methods for using the same
US5441515A (en) 1993-04-23 1995-08-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ratcheting stent
US5464650A (en) 1993-04-26 1995-11-07 Medtronic, Inc. Intravascular stent and method
IT1276342B1 (it) 1993-06-04 1997-10-30 Ist Naz Stud Cura Dei Tumori Stent metallico rivestito con materiale polimerico biocompatibile
US5716981A (en) 1993-07-19 1998-02-10 Angiogenesis Technologies, Inc. Anti-angiogenic compositions and methods of use
DK0797988T3 (da) 1993-07-19 2009-05-11 Univ British Columbia Anti-angiogene præparater og fremgangsmåder til anvendelse deraf
EP1118325B2 (en) 1993-07-29 2010-01-06 The United States of America, represented by the Secretary, Department of Health and Human Services Use of Paclitaxel and its derivatives in the manufacture of a medicament for treating restenosis.
US5380299A (en) 1993-08-30 1995-01-10 Med Institute, Inc. Thrombolytic treated intravascular medical device
FR2710834B1 (fr) * 1993-10-05 1995-12-22 Guerbet Sa Organe tubulaire expansible pour endoprothèse intraluminale, endoprothèse intraluminale, procédé de fabrication.
US5457113A (en) 1993-10-15 1995-10-10 Eli Lilly And Company Methods for inhibiting vascular smooth muscle cell proliferation and restinosis
US5415869A (en) 1993-11-12 1995-05-16 The Research Foundation Of State University Of New York Taxol formulation
US5443497A (en) 1993-11-22 1995-08-22 The Johns Hopkins University Percutaneous prosthetic by-pass graft and method of use
US5556413A (en) 1994-03-11 1996-09-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coiled stent with locking ends
US5843120A (en) 1994-03-17 1998-12-01 Medinol Ltd. Flexible-expandable stent
US5449373A (en) 1994-03-17 1995-09-12 Medinol Ltd. Articulated stent
US5733303A (en) 1994-03-17 1998-03-31 Medinol Ltd. Flexible expandable stent
US6001123A (en) 1994-04-01 1999-12-14 Gore Enterprise Holdings Inc. Folding self-expandable intravascular stent-graft
CA2147813A1 (en) 1994-04-28 1995-10-29 Richard Dixon Intravascular prosthesis with anti-thrombogenic coating
ATE240694T1 (de) * 1994-06-13 2003-06-15 Endomed Inc Expandierbares endovaskuläres transplantat und verfahren zu seiner herstellung
US5545210A (en) 1994-09-22 1996-08-13 Advanced Coronary Technology, Inc. Method of implanting a permanent shape memory alloy stent
US5817152A (en) 1994-10-19 1998-10-06 Birdsall; Matthew Connected stent apparatus
AU3783295A (en) 1994-11-16 1996-05-23 Advanced Cardiovascular Systems Inc. Shape memory locking mechanism for intravascular stent
US5707385A (en) 1994-11-16 1998-01-13 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Drug loaded elastic membrane and method for delivery
CA2301351C (en) 1994-11-28 2002-01-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and apparatus for direct laser cutting of metal stents
GB9505721D0 (en) 1995-03-21 1995-05-10 Univ London Expandable surgical stent
EP0734698B9 (de) 1995-04-01 2006-07-05 Variomed AG Stent zur transluminalen Implantation in Hohlorgane
US5837313A (en) 1995-04-19 1998-11-17 Schneider (Usa) Inc Drug release stent coating process
US5575771A (en) 1995-04-24 1996-11-19 Walinsky; Paul Balloon catheter with external guidewire
AU716005B2 (en) 1995-06-07 2000-02-17 Cook Medical Technologies Llc Implantable medical device
US5609629A (en) 1995-06-07 1997-03-11 Med Institute, Inc. Coated implantable medical device
KR100452916B1 (ko) 1995-07-25 2005-05-27 메드스텐트 인코퍼레이티드 확장 가능한 스텐트
US5607442A (en) 1995-11-13 1997-03-04 Isostent, Inc. Stent with improved radiopacity and appearance characteristics
US5741293A (en) 1995-11-28 1998-04-21 Wijay; Bandula Locking stent
US6017363A (en) * 1997-09-22 2000-01-25 Cordis Corporation Bifurcated axially flexible stent
US5843117A (en) 1996-02-14 1998-12-01 Inflow Dynamics Inc. Implantable vascular and endoluminal stents and process of fabricating the same
US5725548A (en) 1996-04-08 1998-03-10 Iowa India Investments Company Limited Self-locking stent and method for its production
US5713949A (en) 1996-08-06 1998-02-03 Jayaraman; Swaminathan Microporous covered stents and method of coating
NZ331269A (en) * 1996-04-10 2000-01-28 Advanced Cardiovascular System Expandable stent, its structural strength varying along its length
US5922021A (en) 1996-04-26 1999-07-13 Jang; G. David Intravascular stent
US5617878A (en) 1996-05-31 1997-04-08 Taheri; Syde A. Stent and method for treatment of aortic occlusive disease
US5697971A (en) * 1996-06-11 1997-12-16 Fischell; Robert E. Multi-cell stent with cells having differing characteristics
US6120535A (en) 1996-07-29 2000-09-19 Radiance Medical Systems, Inc. Microporous tubular prosthesis
US5922020A (en) * 1996-08-02 1999-07-13 Localmed, Inc. Tubular prosthesis having improved expansion and imaging characteristics
US6007517A (en) 1996-08-19 1999-12-28 Anderson; R. David Rapid exchange/perfusion angioplasty catheter
US6174326B1 (en) 1996-09-25 2001-01-16 Terumo Kabushiki Kaisha Radiopaque, antithrombogenic stent and method for its production
US5824045A (en) * 1996-10-21 1998-10-20 Inflow Dynamics Inc. Vascular and endoluminal stents
US6099561A (en) 1996-10-21 2000-08-08 Inflow Dynamics, Inc. Vascular and endoluminal stents with improved coatings
US5868781A (en) 1996-10-22 1999-02-09 Scimed Life Systems, Inc. Locking stent
WO1998018407A1 (de) 1996-10-28 1998-05-07 BIOTRONIK MESS- UND THERAPIEGERäTE GMBH & CO. INGENIEURBüRO BERLIN Stent
ATE539702T1 (de) 1996-11-04 2012-01-15 Advanced Stent Tech Inc Vorrichtung zum ausdehnnen eines stents und verfahren zu seiner entfaltung
US5733330A (en) 1997-01-13 1998-03-31 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Balloon-expandable, crush-resistant locking stent
US5853419A (en) 1997-03-17 1998-12-29 Surface Genesis, Inc. Stent
US6240616B1 (en) 1997-04-15 2001-06-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of manufacturing a medicated porous metal prosthesis
US6273913B1 (en) 1997-04-18 2001-08-14 Cordis Corporation Modified stent useful for delivery of drugs along stent strut
DE29708803U1 (de) * 1997-05-17 1997-07-31 Jomed Implantate Gmbh Radial aufweitbarer Stent zur Implantierung in ein Körpergefäß im Bereich einer Gefäßverzweigung
US5843175A (en) 1997-06-13 1998-12-01 Global Therapeutics, Inc. Enhanced flexibility surgical stent
FR2764794B1 (fr) * 1997-06-20 1999-11-12 Nycomed Lab Sa Dispositif tubulaire expanse a epaisseur variable
US5855600A (en) * 1997-08-01 1999-01-05 Inflow Dynamics Inc. Flexible implantable stent with composite design
US5899935A (en) 1997-08-04 1999-05-04 Schneider (Usa) Inc. Balloon expandable braided stent with restraint
US5984957A (en) 1997-08-12 1999-11-16 Schneider (Usa) Inc Radially expanded prostheses with axial diameter control
US6165195A (en) 1997-08-13 2000-12-26 Advanced Cardiovascylar Systems, Inc. Stent and catheter assembly and method for treating bifurcations
US6056722A (en) 1997-09-18 2000-05-02 Iowa-India Investments Company Limited Of Douglas Delivery mechanism for balloons, drugs, stents and other physical/mechanical agents and methods of use
US6231598B1 (en) 1997-09-24 2001-05-15 Med Institute, Inc. Radially expandable stent
US6042606A (en) 1997-09-29 2000-03-28 Cook Incorporated Radially expandable non-axially contracting surgical stent
US5972027A (en) 1997-09-30 1999-10-26 Scimed Life Systems, Inc Porous stent drug delivery system
US5976182A (en) 1997-10-03 1999-11-02 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Balloon-expandable, crush-resistant locking stent and method of loading the same
US6309414B1 (en) 1997-11-04 2001-10-30 Sorin Biomedica Cardio S.P.A. Angioplasty stents
US6030414A (en) * 1997-11-13 2000-02-29 Taheri; Syde A. Variable stent and method for treatment of arterial disease
US6156062A (en) 1997-12-03 2000-12-05 Ave Connaught Helically wrapped interlocking stent
US5964798A (en) 1997-12-16 1999-10-12 Cardiovasc, Inc. Stent having high radial strength
US6533807B2 (en) 1998-02-05 2003-03-18 Medtronic, Inc. Radially-expandable stent and delivery system
US6241762B1 (en) 1998-03-30 2001-06-05 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with ductile hinges
US6019789A (en) 1998-04-01 2000-02-01 Quanam Medical Corporation Expandable unit cell and intraluminal stent
US6206916B1 (en) 1998-04-15 2001-03-27 Joseph G. Furst Coated intraluminal graft
US6206914B1 (en) 1998-04-30 2001-03-27 Medtronic, Inc. Implantable system with drug-eluting cells for on-demand local drug delivery
US6280411B1 (en) 1998-05-18 2001-08-28 Scimed Life Systems, Inc. Localized delivery of drug agents
US6083258A (en) 1998-05-28 2000-07-04 Yadav; Jay S. Locking stent
US6206915B1 (en) 1998-09-29 2001-03-27 Medtronic Ave, Inc. Drug storing and metering stent
US6293967B1 (en) 1998-10-29 2001-09-25 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with ductile hinges
US6063101A (en) 1998-11-20 2000-05-16 Precision Vascular Systems, Inc. Stent apparatus and method
US6273910B1 (en) 1999-03-11 2001-08-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent with varying strut geometry
US6290673B1 (en) 1999-05-20 2001-09-18 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device delivery system and method
US7828835B2 (en) 2000-03-01 2010-11-09 Medinol Ltd. Longitudinally flexible stent
EP1132058A1 (en) 2000-03-06 2001-09-12 Advanced Laser Applications Holding S.A. Intravascular prothesis
US6395326B1 (en) 2000-05-31 2002-05-28 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for depositing a coating onto a surface of a prosthesis

Also Published As

Publication number Publication date
EP1185215A1 (en) 2002-03-13
EP1795153A3 (en) 2007-08-29
JP2003500101A (ja) 2003-01-07
US6527799B2 (en) 2003-03-04
ATE358457T1 (de) 2007-04-15
EP1795153B1 (en) 2016-09-21
DE20023924U1 (de) 2007-08-16
US6293967B1 (en) 2001-09-25
DE60034229D1 (de) 2007-05-16
WO2000071054A1 (en) 2000-11-30
AU5014300A (en) 2000-12-12
WO2000071054A9 (en) 2003-01-16
EP1185215B1 (en) 2007-04-04
DE60034229T2 (de) 2007-12-20
EP1795153A2 (en) 2007-06-13
US20020165604A1 (en) 2002-11-07
US20020013619A1 (en) 2002-01-31
EP1185215B9 (en) 2007-06-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2282113T3 (es) Stent medico expansionable con articulaciones ductiles.
ES2259347T5 (es) Dispositivo medico flexible.
ES2243556T3 (es) Dispositivo medico expandible para proporcionar un agente beneficioso.
ES2274758T3 (es) Stents para angioplastia.
ES2216145T3 (es) Protesis intravascular.
ES2524336T3 (es) Stent helicoidal resistente a fracturas que incorpora células biestables
ES2288774T3 (es) Endoprotesis.
ES2625824T3 (es) Endoprótesis longitudinalmente flexible
EP1702586A1 (en) Expandable medical device with ductile hinges