Unter einer flächigen Tragstruktur wird hier auch
eine solche Tragstruktur verstanden, die beispielsweise die Umfangswandung
eines an seinen beiden Stirnseiten offenen, röhrenartigen Gebildes bildet.
Ein derartiges, an beiden Stirnseiten offenes, röhrenartiges Gebilde stellen
an sich bekannte Stents dar.
Stents werden als implantierbare
Gefäßstützen vielfach
verwendet. Bekannte Stents sind Urethrastents sowie Koronarstents
und periphere Stents. Koronarstents dienen dazu, Gefäßverengungen
der Herzkranzgefäße, sogenannte
Stenosen, durch eine von den Stents ausgehende, radiale Stützwirkung
zu beheben. Das selbe bewirken periphere Stents für periphere
Blutgefäße.
Viele derartiger Stents sind aus
einem einstückigen
Rohr als Ausgangsmaterial durch Schneiden beispielsweise mit Hilfe
eines Lasers hergestellt. Durch die Schnitte in das als Ausgangsmaterial
dienende Rohr wird eine Tragstruktur von Streben und dazwischen
liegenden Ausnehmungen geschaffen, die im Falle von Stents radial
expandierbar ist. Insbesondere die expandierte Tragstruktur ist
gitterartig und besitzt Streben, die mehr oder weniger große radiale Öffnungen
des Stents einschließen.
Bekannt sind ballonexpandierbare Stents sowie selbst expandierbare
Stents. Selbst expandierbare Stents bestehen beispielsweise aus
einem Memorymetall wie Nitinol, welches bei Erreichen einer Sprungtemperatur von
einer ersten Form, entsprechend dem komprimierten Zustand des Stents,
zu einer zweiten Form, entsprechend dem expandierten Zustand des
Stents, springt.
Die im vorliegenden Zusammenhang
besonders interessierenden ballonexpandierbaren Stents gehen nicht
selbsttätig
vom komprimierten zum expandierten Zustand über, sondern werden vielmehr mit
Hilfe eines Ballons der im Inneren der Stents mit einem Fluid aufgepumpt
wird, expandiert. Ein derartiger Ballon ist in der Regel am Ende
eines Ballonkatheders angeordnet, der gleichzeitig dem Einführen des
Stents bis an den zu behandelnden Ort der Gefäßverengung dient. Dazu ist
der Stent auf den Ballon aufgecrimpt. Am Behandlungsort wird der
Stent mit Hilfe des Ballons aufgeweitet.
Die Anforderungen an derartige Stents
sind vielfältig.
Um sich einerseits gut in ein Blutgefäß einführen zu lassen und andererseits
eine Stenose ausreichend zu weiten, muss die Tragstruktur des Stents sich
von einem möglichst
kleinem komprimierten Durchmesser auf einen ausreichend großen expandierten
Durchmesser aufweiten lassen. Die aufgeweitete Tragstruktur muss
außerdem
eine ausreichende radial wirkende Tragkraft, auch Radialfestigkeit
genannt, besitzen, um das Gefäß zuverlässig offen
zu halten. Weitere wünschenswerte
Eigenschaften sind eine geeignete Flächenabdeckung durch den expandierten
Stent sowie ein angemessenes Verhalten bei Biegungen um die Längsachse
des Stents wie sie bei Blutgefäßen des
menschlichen Körpers
häufig
erforderlich sind. Eine weitere Anforderung an Tragstrukturen für Stents
besteht darin, dass ein ballonexpandierbarer Stent nach der Expansion
durch den Ballon möglichst
wenig zurückfedern soll.
Dieses Zurückfedern
der Tragstruktur nach dem Aufweiten um ein gewisses Maß hat nämlich zur
Folge, dass die Tragstruktur um dieses Maß über das gewollte Endmaß hinaus
expandiert werden muss, damit die Tragstruktur schließlich das
gewollte Stentendmaß annimmt.
Dieses Zurückfedern
der Tragstruktur unmittelbar nach dem Expandieren, wenn der zur
Expansion dienende Ballon wieder deflatiert wird, wird als Recoil
bezeichnet.
Das Zusammenwirken von Materialeigenschaft
und Stentdesign führen
zu den Struktureigenschaften des Stents. Zur Beurteilung eines Stentdesigns
und für
den Vergleich mit anderen Stents werden Kennwerte verwendet, die
im folgenden Abschnitt vorgestellt werden. Um Missverständnissen vorzubeugen
soll an dieser Stelle darauf hingewiesen werden, dass es sich hier
um reine Ingenieurkennwerte zur Beschreibung der Stenteigenschaften handelt,
die nicht mit der Situation im Gefäß verwechselt werden dürfen.
Recoil:
Der Recoil beschreibt die elastische
Rückfederung
während
bzw. nach der Evakuierung des Ballonkatheters. Er ist definiert
als relative Differenz zwischen dem Durchmesser bei maximalem Druck
und dem Durchmesser nach der Ballonevakuierung
Radialfestigkeit:
Die Radialfestigkeit gibt an, welchem
maximalen Außendruck
der Stent standhält.
Der Kennwert ist der Kollapsdruck, der definiert ist als der Druck,
an dem der Stent kollabiert ist.
Shortening:
Während
der Stentdilatation kann sich der Stent verkürzen. Der dieses Phänomen beschreibende
Parameter heißt
Shortening und ist definiert als relative Differenz zwischen der
Länge vor
der Dilatation und der Endlänge.
Biegesteifigkeit:
Die Koronarien verlaufen in der Regel
nicht geradlinig, sondern verwunden, so dass der Stent zur einfachen
Passage zum Implantationsort möglichst biegeweich
sein sollte. Biegeweiche Stentdesigns ermöglichen darüber hinaus die Stentimplantation
in gekrümmte
und verzweigte Koronarien [4]. Die Biegesteifigkeit von
Stents wird als Struktursteifigkeit EI mit der Einheit [Nmm] aus
einem Biegeversuch ermittlelt [5].
Weitere Parameter:
Desweiteren werden das Aufweitverhalten, die
Crimpbarkeit und die Compliance betrachtet.
Das Aufweitverhalten wird bestimmt
durch den Ballondruck, bei dem sich der Stent öffnet, die freie Entfaltung
der Streben u.a. Die Crimpbarkeit beeinflusst die Handhabung des
Stents für
den Kardiologen bzw. das maschinelle Crimpen bei Komplettsystemen.
Einen Zusammenhang zwischen den mechanischen
Kennwerten eines Stents und seiner Biokompatibilität und speziell
der Hämokompatibilität herzustellen
ist sehr schwierig. Die Biokompatibilität setzt sich aus der Oberflächenkompatibilität und der Strukturkompatibilität zusammen.
Die Oberflächenkompatibilität beinhaltet
beim Stent den Blutkontakt auf der einen und den Gewebekontakt mit
der Gefäßwand auf
der anderen Seite. Die Strukturkompatibilität reicht von der mechanischen
Stützwirkung über die
Biegesteifigkeit und die Strebenform bis hin zu den strömungsmechanischen
Einflüssen
auf den Blutfluss. Der Stent sollte das Gefäß nicht zerstören, weder
zu mechanischen noch zu toxischen Irritationen führen und er sollte im Blutkontakt
athrombogen sein.
Der Fachmann kennt eine große Vielzahl
von Tragstrukturen für
Stents, die alle verschiedene Vorteile bieten und umgekehrt häufig auch
bestimme Nachteile mit sich bringen. Die bekannten Tragstrukturen
lassen sich beispielsweise häufig
nur unzureichend oder gar nicht mit den Werkstoffen verwirklichen,
die einen geringen Elastizitätsmodul
aufweisen. Die meisten der bekannten Tragstrukturen setzen Werkstoffe
vorraus, die sich gut plastisch verformen lassen. Dies ist insbesondere
in Bezug auf die vorgenannte Anforderung wichtig, den Recoil möglichst
gering zu halten.
Vor diesem Hintergrund liegt der
Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine Tragstruktur anzugeben, die
die vielfältigen
Anforderungen an eine Tragstruktur für einen Stent erfüllt und
sich auch mit Werkstoffen geringen Elastizitätsmoduls verwirklichen lässt.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch eine
Tragstruktur der eingangs genannten Art gelöst, welche Ankerbereiche aufweist,
von denen sich bezüglich
der Ankerbereiche elastisch rückstellende Federstreben
zu einem federnd auslenkbaren Ende der Federstreben erstrecken.
An das federnd auslenkbare Ende der Federstreben schließt sich
eine Klappstrebe an. Die Federstreben und die Klappstreben sind
derart gestaltet und angeordnet, dass die Federstreben während des Übergangs
vom komprimierten Zustand zum expandierten Zustand der Tragstruktur
durch die umklappenden Klappstreben zunächst quer zur Expansionsrichtung
federnd ausgelenkt werden und schließlich zurückfedern. Gleichzeitig wird
eine jeweilige Mittelachse der Klappstreben um eine quer zur Tragstruktur
verlaufende Klappachse über
eine innerhalb der Tragstruktur quer zur Expansionsrichtung und
quer zur Klappachse verlaufende Bezugsachse hinweggeklappt. Die
Gestaltung und Anordnung von Federstreben und Klappstreben ist derart,
dass sowohl der komprimierte Zustand der Tragstruktur als auch der
expandierte Zustand durch eine von den Federstreben ausgehende Federwirkung
stabilisiert ist.
Der Erfindung liegt der Gedanke zugrunde, dass
Werkstoffe geringen Elastizitätsmoduls
Verformungskräften
eher federnd ausweichen, anstatt sich plastisch zu verformen. Die
elastische Verformung der Tragstruktur hat dabei üblicherweise
den ungewollten Recoil zur Folge.
Im Unterschied zu allen bekannten Tragstrukturen
ermöglicht
die hier beschriebene Tragstruktur, die mit der elastischen Verformung
der Tragstruktur verbundenen Federkräfte zum Stabilisieren der Tragstruktur
sowohl im komprimierten, als auch und vor allem im expandierten
Zustand zu nutzen. Die hier beschriebene Tragstruktur schnappt geradezu
beim Expandieren in den expandierten Zustand. Die Stützwirkung
der Tragstruktur wird durch die Federkräfte nicht etwa beeinträchtigt,
sondern im Gegenteil sogar noch erhöht.
Klappstreben und Federstreben sind
bei dieser Tragstruktur so ausgebildet und zueinander angeordnet,
dass die Federstreben auf die Klappstreben aufgrund der von den
Federstreben ausgehenden Federwirkung ein Moment ausüben, welches
die Klappstreben nach Expandieren der Tragstruktur über ein
gewisses Maß hinaus
in die Richtung dreht, die der Lage der Klappstreben im expandierten
Zustand entspricht.
Vorzugsweise greifen an den beiden
Längsenden
jeweils einer Klappstrebe jeweils eine Federstrebe an, die gemeinsam
die Klappstrebe in die gleiche Richtung um die Klappachse drehen,
also ein gleichgerichtetes Moment auf die Klappstrebe ausüben. Die
beiden an jeweils eine Klappstrebe anschließenden Federstreben sind zu
diesem Zweck vorzugsweise punktsymmetrisch zueinander angeordnet
und geformt.
Die hier betroffene Tragstruktur
ist grundsätzlich
für vielfältige Anwendungen
geeignet. Besonders bevorzugt ist eine Anwendung, bei der die Tragstruktur
eine Umfangswandlung eines Stents bildet. Gegenstand der vorliegenden
Anmeldung ist somit auch ein Stent mit einer hier beschriebenen Tragstruktur.
Die Tragstruktur des Stents ist dabei
vorzugsweise so angeordnet, dass die Expansionsrichtung in Umfangsrichtung
der Stents verläuft,
so dass die Bezugsachse über
die die Klappstreben hinausgeklappt werden, parallel oder im flachen
Winkel zur Längsrichtung
des Stents verläuft,
während
die Klappachse, um die die Klappstreben geklappt werden, bezüglich des
Stents annähernd
radial ausgerichtet ist. Eine derartige Anordnung der Tragstruktur
verleiht auch einem Stent aus einem Material mit geringem Elastizitätsmodul
eine große
Radialfestigkeit im expandierten Zustand.
Eine derartige Tragstruktur kann
insbesondere auch aus Kunststoff oder einer Magnesiumlegierung gebildet
sein. Diese Werkstoffe brachten aufgrund ihres geringen Elastizitätsmoduls
regelmäßig große Nachteile
beim Einsatz als Werkstoff für
Stents mit sich. Gegenstand dieser Anmeldung sind somit auch Stents,
die eine hier beschriebene Tragstruktur aufweisen und deren Werkstoff
Kunststoff, insbesondere Polymere oder eine Magnesiumlegierung ist.
Besonders bevorzugt ist ein Stent
aus biodegradierbarem Werkstoff, insbesondere einer Magnesiumlegierung
oder einem Polymer wie wie Poly-β-Hydroxybuttersäure (PHB),
Poly-ε-Caprolacton (PCL)
und Poly-L-Lactid (PLLA). Ein geeigneter Polymerblend besteht aus
80 % PLLA, 10 % PCL und 10 % Triethyl-citrat (TEC).
Die vorbeschriebene Tragstruktur
weist vorzugsweise Ausnehmungen auf, die geschnitten sind, so dass
die Streben durch Schnitte voneinander getrennt sind. Derartige
Schnitte können
beispielsweise mit Hilfe eines Lasers durchgeführt werden. Als Ausgangsmaterial
für eine
Tragstruktur für
einen Stent eignet sich in diesem Falle ein Rohrabschnitt aus dem
Stentwerkstoff, der durch Laserschneiden zu der Tragstruktur weiterverarbeitet
wird.
Die Form, der durch die Schnitte
von der benachbarten Tragstruktur, insbesondere von den Federstreben
abgetrennten Klappstreben ist im komprimierten Zustand der Tragstruktur
vorzugsweise S- oder W-förmig.
Vorzugsweise weisen die Schnitte
Endbereiche auf, die zur Vermeidung einer Kerbwirkung und vor allen
Dingen zur Verringerung der Randfaserdehnung im Endbereich der Schnitte
aufgeweitet sind. Alternative Lösungen
zur Verringerung der Randfaserdehnung im Endbereich der Schnitte
sind im Rahmen der nachfolgenden Figurenbeschreibung genannt und
zeichnerisch dargestellt.
Die Federstreben sind vorzugsweise
so geformt, dass sie in der Nähe
der Ankerbereiche eine größere Querschnittsfläche aufweisen,
als im Bereich ihrer federnd auslenkbaren Enden. Insbesondere hat
es sich als vorteilhaft erwiesen, wenn sich die Federstreben ausgehend
von den Ankerbereichen hin zu den federnd auslenkbaren Enden stetig verjüngen. Die
Klappstreben haben andererseits quer zu ihrer Mittelachse einen
im Wesentlichen einheitlichen Querschnitt. Besonders bevorzugt ist
es, wenn sich zwischen jeweils einem federnd auslenkbaren Ende einer
Federstrebe und der hieran anschließenden Klappstrebe einen Übergangsbereich mit
gegenüber
der Klappstrebe verringertem Querschnitt vorgesehen ist.
Die Erfindung soll nun anhand von
Ausführungsbeispielen
unter Bezugnahme auf die beigefügten
Zeichnungen näher
erläutert
werden.
Von den Figuren zeigen:
1a Eine
Abwicklung der Umfangswandung einer ersten Ausführungsvariante eines Koronarstents;
1b Ein
dreidimensionales Modell eines Abschnitts der ersten Ausführungsvariante
eines Koronarstents mit einer der Abwicklung in 1a entsprechenden Tragstruktur;
2 Drei
Darstellungen, die zur Erläuterung
der Wirkungsweise der Tragstruktur dienen und von links nach rechts
einem komprimierten Zustand, einem Übergangszustand und einem expandierten Zustand
entsprechen;
3 Sechs
Varianten für
die Gestaltung des Endbereichs der Schnitte für die Tragstruktur aus 1;
4a Eine
Abwicklung einer Tragstruktur für
eine zweite Ausführungsvariante
eines Koronartents;
4b Ein
3D-Modell eines Abschnitts der zweiten Ausführungsvariante eines Stents
entsprechend der Abwicklung aus 4a;
5a Eine
Abwicklung einer Tragstruktur für
eine dritte Ausführungsvariante
eines Koronarstents;
5b Ein
3D-Modell eines Stentabschnitts gemäß der dritten Ausführungsvariante
mit der Abwicklung gemäß 5a;
6a Eine
Abwicklung einer Tragstruktur für
eine vierte Ausführungsvariante
eines Koronarstents;
6b Ein
3D-Modell eines Abschnitts der vierten Ausführungsvariante eines Stents
entsprechend der Abwicklung aus 6a;
7a Eine
Abwicklung einer Tragstruktur für
eine fünfte
Ausführungsvariante
des Koronarstents;
7b Ein
3D-Modell eines Abschnitts der fünften
Ausführungsvariante
des Koronarstents entsprechend der Abwicklung aus 7a;
8 Eine
Seitenansicht eines Stentabschnitts entsprechend der fünften Ausführungsvariante
in den 7a und b;
9 Eine
Fotografie der Ausführungsvariante
aus den 7a bis 8, die den komprimierten
Zustand der fünften
Ausführungsvariante
zeigt;
10 Ein
Foto der fünften
Ausführungsvariante
aus 9 im expandierten
Zustand;
11a Die
Abwicklung einer Tragstruktur für
eine erste Ausführungsvariante
eines Urethrastents;
11b Ein
3D-Modell der ersten Ausführungsvariante
für einen
Urethrastent mit einer Abwicklung gemäß 11a;
12a Die
Abwicklung einer Tragstruktur für
eine zweite Ausführungsvariante
eines Urethrastents;
12b Ein
3D-Modell der zweiten Ausführungsvariante
für einen
Urethrastent mit einer Abwicklung gemäß 12a;
13a Ein
3D-Modell der zweiten Ausführungsvariante
aus 12a und 12b, welches sowohl den komprimierten
Zustand dieser Ausführungsvariante
als auch den ballonexpandierten Zustand der Ausführungsvariante zeigt;
13b Die
zweite Ausführungsvariante des
Urethrastents nach dem elastischen Rückfedern.
Die Abwicklung einer Tragstruktur 10 für eine erste
Ausführungsvariante
eines Koronastents zeigt Federstreben 12, die jeweils von
einem Ankerbereich 14 ausgehen und paarweise jeweils eine
Klappstrebe 16 zwischen sich einschließen.
Die Abwicklung in 1a korrespondiert mit einem Koronastent,
von dem ein Längsabschnitt 20 in 1b als 3D-Modell dargestellt
ist. Federstreben 12 und Klappstreben 16 sind
durch Ausnehmungen bildende Schnitte 18 voneinander getrennt.
Die Schnitte 18 haben bei der Ausführungsform gemäß 1a sämtliche eine W-Form.
Alle in den 1 bis 10 abgebildeten
Koronarstents sind vorzugsweise aus bioresorbierbarem Material gefertigt,
insbesondere einem Polymer Poly-β-Hydroxybuttersäure (PHB),
Poly-ε-Caprolacton (PCL)
und Poly-L-Lactid (PLLA). Auch ein Polymerblend aus 80 % PLLA, 10
% PCL und 10 % Triethylcitrat (TEC) ist gut geeignet.
Die Abmessungen der Koronarstents
aus den 1 bis 10 im expandierten Zustand
sind die folgenden: Durchmesser zwischen 2 und 6 mm und Längen zwischen
6 und 40 mm. Im Mittel haben diese Koronarstents Durchmesser von
3,5 und 4 mm und Längen
von etwa 20 mm.
2 zeigt
das Zusammenwirken der wesentlichen Strukturelemente einer Tragstruktur
in drei Zuständen,
nämlich
längs im
komprimierten Zustand der Tragstruktur, in der Mitte in einem Übergangszustand
vom komprimierten zum expandierten Zustand der Tragstruktur und
rechts im expandierten Zustand der Tragstruktur. Eine Klappstrebe 30 erstreckt
sich von einem Ankerbereich 32 zu einem elastisch federnden
Ende 34. An das federnd auslenkbare Ende 34 der
Federstrebe 30 schließt
sich eine Klappstrebe 36 an. Rechts in 2 ist eine Expansionsrichtung x eingezeichnet.
Im links dargestellten komprimierten
Zustand der Tragstruktur liegt die Klappstrebe 36 nahe
an der Federstrebe 30 an. Federstrebe 30 und Klappstrebe 36 sind
durch einen Schnitt 38 voneinander getrennt. Die Längsachse
eines der Darstellung entsprechenden Stents verläuft parallel zu einer Horizontalen
in der Bildebene von 2.
Eine radiale Expansion eines solchen Stents entspricht einer Expansion
der Tragstruktur in der mit „x" gekennzeichneten
Richtung in 2.
Ein Expandieren der Struktur in 2 hat zur Folge, dass die
Klappstrebe 36 in die mit „x" gekennzeichnete Richtung geklappt wird.
Dadurch wird die Federstrebe 30 in die durch den breiten
Pfeil in der mittleren Abbildung von 2 gezeigte
Richtung federnd ausgelenkt. Die Federstrebe 30 übt gleichzeitig
ein entgegen der Pfeilrichtung wirkendes Moment auf die Klappstrebe 36 aus.
In der mittleren Abbildung von 2 verläuft eine
Mittellinie der Klappstrebe 36 in etwa in Richtung einer
Bezugslinie, die parallel zur Längsachse
des Stents und gleichzeitig parallel zu einer Horizontalen in der
Bildebene von 2 verläuft.
Die rechte Abbildung von 2 entspricht dem expandierten
Zustand einer Tragstruktur. Die Mittellinie der Klappstrebe 36 ist über die
Bezugslinie – also über den
in der mittleren Abbildung dargestellten Zustand – hinaus
geklappt, mit der Folge, das die Federstrebe 30 in die
durch den breiten Pfeil in der rechten Abbildung von 2 gezeigte Richtung zurückfedern
kann. Die von der Federstrebe 30 ausgehende Federwirkung
unterstützt
in dem expandierten Zustand der Tragstruktur somit die Ausrichtung
der Klappstrebe 36. Der expandierte Zustand der Tragstruktur
wird auf diese Weise durch die von der Federstrebe 30 ausgehende
Federwirkung stabilisiert. Dies erhöht die Radialfestigkeit eines
expandierten Stents mit einer hier beschriebenen Tragstruktur.
Bereits 1a ist zu entnehmen, dass die Federstreben 12 paarweise
angeordnet sind und jeweils eine Klappstrebe zwischen sich einschließen. Dies
dient der weiteren Erhöhung
der Radialfestigkeit. Diese für
alle in den 1 bis 13 dargestellten Ausführungsvarianten
gewählte
Anordnung der Streben bietet die Möglichkeit eine Art Federstrebenpaar auszuprägen, das
nach der Aufweitung gemeinsam auf eine Klappstrebe wirkt und somit
den Recoil verhindert bzw. vermindert.
Durch die Aufweitung wird die linke
Federstrebe eines Federstrebenpaares nach links gedrückt und
speichert Energie als eine Art Blattfeder.
Die rechte Federstrebe des selben
Federstrebenpaares wird nach rechts gedrückt und speichert ebenfalls
Energie. Sobald die Federstreben aneinander vorbeigeglitten sind
bzw. die Klappstrebe über
die Bezugslinie hinweggeklappt ist, stellen sich die Federstreben
wie in 2, rechte Abbildung
dargestellt, durch die gespeicherte Energie zurück und behindern den Recoil.
Die Federstreben sind annähernd
beanspruchungsgerecht dimensioniert, wenn man beanspruchungsgerecht
auf den Aufweitvorgang bezieht und nicht auf die Radialfestigkeit.
Die für die Koronarstents in den 1 bis 10 gewählten S-förmigen Klapptreben besitzen
eine geringe Bauhöhe,
so dass sie günstig über den
kleinen Umfang eines Koronarstents verteilt werden können. Außerdem lassen
sich S-förmige
Klappstreben leicht mit Federstrebenpaaren verbinden, deren Ausprägung aber
nicht so deutlich ist wie bei alternativ möglichen spiralförmigen Streben,
wie sie für
die in 11 bis 13 abgebildeten Urethastents
vorgesehen sind. Spiralförmige
Streben haben eine größere Bauhöhe und lassen
sich daher nicht in ausreichender Zahl über den relativ kleinen Umfang
eines Koronarstents verteilen.
Bereits 1a ist zu entnehmen, dass Endbereiche
der Schnitte 18 zur Verringerung der Randfaserdehnung im Übergangsbereich
von einem federnd auslenkbaren Ende einer Federstrebe 12 zur daran
anschließenden
Klappstrebe 16 aufgeweitet ausgebildet sind. Die entsprechenden
Endabschnitte der Schnitte 18 sind in 1a mit 22 bezeichnet.
3 zeigt
verschiedenen Varianten der Gestaltung für die Schnitte, welche Federstreben
und Klappstreben voneinander trennen. 3 zeigt
insbesondere sechs Varianten von möglichen Ausführungen
der Biegeradien am Ende eines jeweiligen Schnittes, wobei Variante 1 als
Ausgangsform ein Design mit S-förmigen
Streben darstellt. Die Varianten 2, 3 und 6 verwenden
zur Biegeradius-Vergrößerung eine
Art Schlussbogen, während
den Varianten 4 und 5 ein gerader Schlussstrich
hinzugefügt
wird. Durch die in den Varianten 2 bis 6 dargestellten
Gestaltungen der Schnitt-Endbereiche wird die Randfaserdehnung bei
Expandieren der Tragstruktur im Übergangsbereich
von Federstreb zu Klappstrebe in vorteilhaften weise verringert.
Die Varianten 3, 4 und 5 bieten
die geringste Randfaserdehnung. Soll der Recoil möglichst
gering gehalten werden, so sind die Varianten 3 und 5 den anderen
vorzuziehen.
Die Variante 5 aus 3 entspricht dabei der Ausführungsform
aus den 1a und 1b. Die in 3 dargestellte Variante 1 zeigt
außer
einer Ausrundung des Schnittendes keine besonderen Merkmale zur
Verminderung der Randfaserdehnung. Durch die Varianten 3, 4, 5 und 6 für die Gestaltung des
Endbereiches von Schnitten wie den Schnitten 18 aus 1 ergibt sich jeweils ein Übergangsbereich
zwischen dem elastisch auslenkbaren Ende einer Federstrebe und der
daran anschließenden Klappstrebe,
der in seinem Querschnitt gegenüber dem
Querschnitt der Federstrebe und der Klappstrebe verringert ist.
Ein solcher querschnittsverringerter Übergangsbereich hat eine gelenkähnliche
Wirkung.
Die in den 4a und 4b dargestellte
zweite Ausführungsvariante
eines Koronarstents unterscheidet sich von der in den 1a und 1b dargestellten Ausführungsvariante lediglich hinsichtlich
der Gestaltung der Endbereiche 24 der Schnitte 18.
Die Gestaltung der Endabschnitte 24 der Schnitte 18 entspricht
der Variante 3 aus 3.
Die in den 5a und 5b dargestellte
dritte Ausführungsvariante
eines Koronarstents verwirklicht ein Design, das S-förmige Streben
mit winkelförmigen
Streben verbindet. Das kombinierte Design bewirkt, dass sich der
Stent während
der Aufweitung verlängert,
bis die Längsstege „umklappen". Nach dem Durchklappen
der Zick-Zack-Linie verkürzt
sich der Stent wieder. Ein Zurückfedern
wird dadurch erschwert, so dass der Recoil geringer ist.
6 und 7 zeigen Designs für Koronarstents
mit erhöhter
Radialfestigkeit. Ein Versetzen benachbarter, von in radialer Richtung
aufeinanderfolgenden Federstrebenpaaren mit dazwischenliegenden
Klappstreben gebildeten Ringen gegeneinander dient der Erhöhung der Radialfestigkeit.
Dadurch entsteht eine Zig-Zag-Linie der Steifigkeit. Im Idealfall liegen
nach der Aufweitung auf einer Linie entlang der Stentachse weiche
Bereiche neben steifen Bereichen, wodurch die Streben erst bei größeren Drücken durch
Knicken versagen.
Der Versatz zwischen den Streben
beträgt bei
dem Design gemäß 6 eine halbe Elementhöhe und gemäß 7 eine ganze Elementhöhe. Als Elementhöhe wird
hier die radiale Ausdehnung eines Federstrebenpaares mit dazwischenliegender Klappstrebe
bezeichnet.
Die 11 bis 13 zeigen Urethrastents.
Diese haben gegenüber
Koronarstents einen größeren Durchmesser
von etwa 10 mm. Dies erlaubt es, den Klappstreben das dargestellte,
spiralförmige
Design zu geben.
Die Biegesteifigkeit der hier vorgestellten Stentdesigns
beruht auf den über
die gesamte Stentlänge
verlaufenden, durchgehenden Stegen. Sie kann dadurch herabgesetzt
werden, dass in Stentlängsrichtung
durchgehende Stege durchgetrennt werden.