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GEBIET DER ERFINDUNG
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Diese
Erfindung betrifft die Kernspinresonanztomographie einer Metallstruktur
und insbesondere, jedoch nicht ausschließlich, eine rohrförmige, radial
expandierbare Metallstruktur, und insbesondere eine solche rohrförmige Metallstruktur,
die eine Vielzahl von expandierbaren Ringen definiert, die nebeneinander
entlang der Längsachse
der Struktur angeordnet sind und in der jeder der Ringe mindestens
ein Brückenende
definiert und benachbarte Ringe von mindestens einer Brücke verbunden
sind, die sich zwischen benachbarten Brückenenden auf benachbarten
Ringen erstreckt. Die Erfindung betrifft auch ein Verfahren zur
Herstellung einer solchen rohrförmigen
Metallstruktur und ein Verfahren zur Visualisierung eines von einer
solchen rohrförmigen Metallstruktur
gestützten
Lumens unter Verwendung einer Kernspinresonanztechnik.
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Die
vorliegende Erfindung besitzt besonderen Nutzen für die Bereitstellung
von rohrförmigen Strukturen
in Form medizinischer Stents, unabhängig davon, ob sie selbst-expandierbar oder
ballon-expandierbar sind, die aus einem Material chirurgischer Qualität wie z.
B. Edelstahl, Kobalt oder Nickel-Titanium-Legierung hergestellt
sind. Zusätzlich
besitzt sie neben Anwendungen in Stents auch Anwendungen in Implantaten
(z. B. Filtern und Fluidfluss-Messvorrichtungen). Sie kann auch
Anwendungen außerhalb des
Gebiets medizinischer Stents, Implantate und Prothesen besitzen.
Sie ist besonders für
Laser geschnittene Prothesen und selbst-expandierende Vorrichtungen
aus Nickel-Titan-Legierung von Interesse.
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STAND DER TECHNIK
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Mit
der Einführung
der Technik der Kernspinresonanztomographie (magnetic resonance
imaging, MRI) wurde die Abbildung von Weichgewebestrukturen auf
nichtinvasive Weise möglich.
Wenn ein menschlicher oder tierischer Körper einem starken externen
zeitunabhängigen
Magnetfeld (B0) ausgesetzt wird, werden
sich die mit den Spins der ausgesetzten Atomkerne zusammenhängenden
magnetischen Momente in Richtung des B0-Felds
ausrichten, was zu einer messbaren Gesamtmagnetisierung führt. Die
Richtung dieser Gesamtmagnetisierung in ihrem Gleichgewichtszustand
ist parallel zur Richtung des externen Magnetfelds B0.
Dieser Gleichgewichtszustand ist jedoch nicht statisch, sondern
stattdessen aufgrund der Präzession
der Gesamtmagnetisierung mit der sogenannten Larmor-Frequenz um die
Richtung des B0-Felds dynamisch.
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Bei
Anwendung eines Hochfrequenz-(HF)-Signals mit einer Frequenz, die
gleich der Larmor-Frequenz (Resonanzfrequenz) ist und aus einer
Richtung kommt, die zu jener des B-Felds verschieden ist, kann ein
Umklappen der Spins der Kerne beobachtet werden, und im Zusammenhang mit
dem Umklappen der Spins kann die Relaxationszeit, die erforderlich
ist, damit die Spins in ihre ursprüngliche Ausrichtung mit dem
B0-Feld zurückkehren, mithilfe einer externen
Spule gemessen werden, die auf die Resonanz mit dem HF-Signal abgestimmt ist.
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Der
Winkel α,
um den die Spins von dem HF-Signal in Bezug auf die Richtung des
B0-Felds abgelenkt wurden, ist proportional
zur Zeitperiode des HF-Signals und zum Betrag des statischen Magnetfelds
B0. Nach der Spinumkehr präzessiert
die Gesamtmagnetisierung mit dem Winkel α um das B0-Feld
und diese Präzessionsbewegung
der Gesamtmagnetisierung kann von der externen Spule, die senkrecht
zum B0-Feld orientiert ist, aufgezeichnet
werden. Die Spule gibt ein Spannungssignal aus, dessen Betrag proportional
zu sin(α)
ist, proportional zur Spindichte ist und umgekehrt proportional
zur Temperatur ist. Wenn die Spins um einen Winkel α von 90° abgelenkt
werden, wird ein maximales Signalansprechverhalten erhalten. Da
die einzelnen Spins ihre strenge Phasenkorrelation verlieren, nimmt
die aufgezeichnete Signalamplitude exponentiell mit der Relaxationszeit
T2 ab. Gleichzeitig nimmt die Gesamtmagnetisierung
wieder exponentiell in Richtung des B-Felds hin zur Gleichgewichtsmagnetisierung
mit der Relaxationszeit T1 zu. Mithilfe
von magnetischen Gradientfeldern, die zum korrekten Zeitpunkt angeschaltet
werden, ist es möglich,
die beiden Relaxationszeiten mit einer räumlichen Auflösung in
einem Graustufen-kodierten Bild abzubilden.
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Mit
der Entdeckung der Supraleiter, die eine Übergangstemperatur oberhalb
der Temperatur von flüssigem
Stickstoff besitzen, sind verbreitet supraleitende Magneten verwendet
worden und haben somit die Kernspinresonanz-Tomographietechniken kostengünstiger
gemacht. Die Kernspinresonanz-Tomographietechniken wurden bisher
hauptsächlich
zur Abbildung von Weichgewebestrukturen verwendet, wie z. B. dem
menschlichen Gehirn und anderer innerer Organe.
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Implantate,
wie z. B. Gefäßimplantate
oder Stents, sind größtenteils
aus biokompatiblen Metallen hergestellt. Diese Metalle werden ihren
Polymer-basierten Konkurrenten immer noch vorgezogen. Nickel-Titanlegierungen
sind insofern attraktiv, als dass sie eine gute Ermüdungsbeständigkeit
sowie ein Gedächtnis
besitzen, das sie beim Legen in ihre erwünschte Form bringt. Edelstahl-
oder Kobaltlegierungen sind andere biokompatible Materialien, die
zur Herstellung von Stents verwendet werden.
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Es
war lange Zeit erwünscht,
die Rate des Fluidflusses durch das Stentlumen sowie das Ausmaß der Gewebehyperplasie
zu bestimmen, um während
periodischer Nachuntersuchungen nach der Implantierung der Stents
in jedem Patienten das Ausmaß der
Restenose zu untersuchen. Diese Information würde auch den Stentdesignern
helfen, ihre Stentstrukturen im Hinblick auf das Vermeiden des Auftretens
der Restenose zu optimieren und zu verbessern, sowie dem Arzt zu
helfen, das Ausmaß exakt
zu bestimmen, mit dem die Restinose im Stentlumen erneut auftritt,
nachdem dieser im menschlichen oder tierischen Körper gelegt wurde, um auf geeignete
und rechtzeitige Weise jene Maßnahmen
zur Behandlung des Restenosebereichs genauer zu spezifizieren.
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Versuche,
den Blutfluss und das Gewebeeinwachsen in der Nähe eines metallischen Gefäßimplantats
mithilfe von MRI-Abbildungen
sichtbar zu machen, sind aufgrund der ferromagnetischen oder paramagnetischen
Eigenschaften des Materials des Implantats verhindert oder zumindest
beeinträchtigt, was
zu Artefakten in den Bildern führt,
die die Qualität dieser
Bilder soweit verschlechtern, dass sie nicht mehr nützlich sind.
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Einerseits
nimmt man an, dass diese Artefakte auf die Unterschiede der Suszeptbilität zwischen
dem Metall und dem Gewebe zurückzuführen sind,
was bedingt, dass die Magnetfelder in der Nähe des metallischen Implantats
ungleichmäßig und
multidirektional sind, sodass die Signalresonanz aufgrund des HF-Impulses
in der Nähe
des Implantats zerstört
wird. Andererseits ist die Wellenlänge der verwendeten HF-Signale
so, dass das Implantat zu einem gewissen Grad nicht vom HF-Signal
penetriert werden kann, d. h. die Penetration des HF-Signals durch
das Implantat ist beeinträchtigt.
Daher wurde das Bild des Implantatlumens oder der Körperstruktur
darin ernsthaft kompromittiert.
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Diese
Nachteile verringern die Effektivität der MRI-Abbildungstechniken zur Abbildung der
Durchgängigkeit
von metallischen Gefäßimplantaten,
und dementsprechend wurde stattdessen die Röntgen-Fluoroskopie mit all
ihren bekannten Nachteilen (Invasivität, ionisierende Strahlung)
verwendet.
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Die
WO-A-96/38083 offenbart
eine Sonde mit mindestens einem Paar von länglichen elektrischen Leitern,
die bevorzugt parallel zueinander in einem dielektrischen Material
angeordnet sind, und mit einem Paar von elektrisch miteinander verbundenen Enden.
Diese so gebildete Sonde wird in einer bevorzugten Verwendung in
kleine Blutgefäße eines
Patienten eingeführt,
um die Bestimmung der arteriosklerotischen Ablagerungen unter Verwendung
einer MRI-Abbildungstechnik
zu erleichtern. Diese Sonde ist jedoch entlang ihrer gesamten axialen
Länge elektrisch
leitfähig,
sodass eine Faraday-Abschirmung bereitgestellt wird, um die dielektrischen
Verluste zwischen der Sonde und dem umgebenden Material zu minimieren.
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Die
US-A-6,083,259 beschäftigt sich
mit dem Problem der geringen Sichtbarkeit eines Lumens in einem
Stent. Die Stents, die sie offenbart, umfassen im Allgemeinen eine
Reihe von koaxial ausgerichteten umlaufenden Elementen, die in separaten,
voneinander beabstandeten Ebenen orientiert sind. Jedes umlaufende
Element umfasst eine wellenartige Reihe von Krümmungen. Jede Krümmung umfasst eine
Senke, die als jener Abschnitt jenes umlaufenden Elements definiert
ist, der von einem benachbarten umlaufenden Element am meisten beabstandet ist,
sowie einen Scheitel, der als jener Abschnitt jedes umlaufenden
Elements definiert ist, der einem benachbarten umlaufenden Element
am nächsten
ist. Jeder Spalt zwischen zwei umlaufenden Elementen wird von mindestens
einem axialen Element überspannt.
Die axialen Elemente sind entweder Stege oder doppelt gebogene Verbindungen,
wie z. B. eine S-förmige
Verbindung. Sowohl der Stent als auch die axialen Elemente sind
aus demselben Material hergestellt. Der Stent kann zusätzlich Markierungen
erhöhter
Dichte umfassen, die die Sichtbarkeit der Stentabschnitte erhöhen, wenn
er mit einer medizinischen Abbildungsvorrichtung wie z. B. einem
Fluoroskop betrachtet wird.
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Die
US-A-5,123,917 offenbart
ein intraluminales Gefäßimplantat,
in dem separate Gerüstelemente
zwischen zwei inneren und äußeren PTFE-Röhren eingelegt
sind. Die ringartigen Gerüstelemente
bestehen aus Edelstahl und sind bei Anwendung einer radial nach
außen
gerichteten Kraft aus dem Inneren des inneren Rohrs expandierbar. Das
Gefäßimplantat
enthält
keine metallischen Querverbindungen, die zwei benachbarte Gerüstelemente verbinden.
Es sind das innere und äußere PTFE-Rohr,
die das Gefäßimplantat
zusammenhalten.
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Ein
weiteres intraluminales Implantat zur Platzierung in einem Körperlumen
ist in der
US-A-5,122,154 offenbart.
Das Implantat umfasst eine Vielzahl von Stents, die vollständig in
dem Implantatmaterial eingeschlossen sein können, wobei das Implantatmaterial
bevorzugt aus PTFE besteht. Bei diesem intraluminalen Implantat
sind die einzelnen Stents axial voneinander beabstandet. Die einzige
Verbindung zwischen benachbarten Stents ist das PTFE-Implantatmaterial.
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Die
EP-A-1 023 609 ,
die auf der
WO-A-99/19738 basiert,
offenbart einen Stent, der angeblich mit MRI-Abbildungstechniken kompatibel ist.
Der Stent besitzt ein strukturelles Skelett, welches mit Metallbeschichtungsabschnitten
versehen ist, die die Funktion eines Induktors und eines Kondensators besitzen.
Hier können
der Induktor und der Kondensator gleichbedeutend mit dem Skelett
selbst sein, oder können
am Skelett angebrachte, separate Vorrichtungen sein, die parallel
zueinander verbunden sind. Der Induktor und der Kondensator stellen
einen harmonischen Oszillator dar, der auf die Resonanz mit dem
HF-Signal einer MRI-Tomographievorrichtung abgestimmt ist.
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Die
im Oberbegriff des Anspruchs 1 definierte rohrförmige Struktur ist in der
WO-A-00/15151 offenbart.
Die rohrförmige
Struktur dieser Druckschrift besteht aus verbundenen Stentringen.
In einigen Ausführungsformen überstehen
die Verbindungsglieder die radiale Expansion an der Stenstelle nicht,
jedoch überstehen
in anderen Ausführungsformen
die Verbindungsglieder eine solche Expansion schon.
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In
dem Fall, in dem das Skelett gleichbedeutend (deckungsgleich) mit
dem Induktor und dem Kondensator ist, kann der Stent aus einer Struktur aus
zwei oder mehr Schichten bestehen, wobei die erste Schicht das Skelett
ist, das aus einem Material mit einer relativ niedrigen elektrischen
Leitfähigkeit besteht,
wie z. B. Titaniumlegierungen, Kunststoff oder Kohlenstofffasern,
und die Beschichtung eine zweite Schicht ist, die eine sehr hohe
elektrische Leitfähigkeit
im Vergleich mit der ersten Schicht aufweist und das Induktor- und
Kondensatormaterial darstellt, z. B. Gold oder Silber. Die zweite,
hoch leitfähige Schicht
wird während
der Herstellung des Stents entlang umlaufender Wege eingeschnitten.
Auf diese Weise umfasst die Stentstruktur mehrere Induktoren, die
parallel verbunden sind. Der Kondensator wird an einem Ende der
Stentstruktur dadurch ausgebildet, dass durch die hochleitfähige Schicht
entlang eines relativ kurzen axialen Wegs eingeschnitten wird, der senkrecht
zu den Schneidewegen liegt, die die Induktoren bilden. Im Betrieb
wird eine Verstärkung
der Erregung der Kernspins mithilfe des Resonanzschaltkreises, d.
h. des Induktors und des Kondensators, induziert. Daher kann eine
Positionsbestimmung des Stents erzielt werden. Weiterhin können basierend auf
den unterschiedlichen Erregungen innerhalb und außerhalb
des Stents Flussratenmessungen des durch den Stent oder entlang
des Stents fließenden Mediums
durchgeführt
werden. Bei dem strukturellen Skelett des Stents selbst, d. h. bei
der ersten Schicht, gibt es keine Streben in der Maschenstruktur
des Stents, die Abschnitte mit verringerter Leitfähigkeit aufweisen,
oder die vollständig
durchtrennt sind, sodass Lücken
in der Maschenstruktur auftreten würden. Die einzigen Lücken befinden
sich in der zweiten Schicht, um dem Stent die Eigenschaft eines
harmonischen Oszillators zu verleihen.
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Die
WO-A-01/32102 offenbart
eine rohrförmige
Struktur mit einer Vielzahl von meanderförmigen Ringen.
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In
der
US-A-5,807,241 ist
ein biegbares Endoskop offenbart, welches Rohrabschnitte umfasst, sodass
benachbarte Rohrabschnitte materiell vollständig voneinander mithilfe von
umlaufender Trennabständen
getrennt sind und miteinander nur mithilfe eines Formschlusses verbunden
sind. Indem eine geeignete Anzahl von Rohrabschnitten bereitgestellt wird,
kann ein flexibler Schaft gebildet werden. Die Herstellung kann
mithilfe von Laserschneiden aus einem starren Rohr durchgeführt werden.
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Die
US-A-5,741,327 offenbart
einen radial expandierbaren chirurgischen Stent mit röntgendichten
Markierungselementen in Form von an den Enden des Stents angebrachten
Ringen. Die röntgendichten
Markierungselemente umfassen Streifen, die sich der Kontur der an
beiden Enden des Stents vorgesehenen Aufnahmen zur sicheren Befestigung
anpassen.
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Ein
expandierbarer Metallstent, der MRI-kompatibel sein soll, ist in
der veröffentlichten US-Anmeldung
Nr. 2002/0188345 A1 offenbart. Der Stent besitzt Diskontinuitäten aus
nicht leitendem Material. Diese eliminieren elektrisch leitende
Wege in den Stentringen. Dies macht den Stent leichter mithilfe
von MRI abbildbar. Das nicht leitende Material kann verschiedene
Materialien umfassen, wie z. B. Klebstoffe, Polymere, Keramiken,
Verbundwerkstoffe, Nitride, Oxide, Silizide, und Karbide. Die Diskontinuität ist bevorzugt
so geformt, dass die Diskontinuität während der Expansion hauptsächlich einer
Kompressionsbelastung ausgesetzt wird. Die Diskontinuitäten sind
vorteilhafterweise in Umfangsrichtung um die Stentringe platziert.
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DARSTELLUNG DER ERFINDUNG
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Es
ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine rohrförmige Metallstruktur,
wie z. B. einen Stent bereitzustellen, der eine MRI-Tomographie
des Lumens in der rohrförmigen
Metallstruktur erlaubt. Es ist auch eine weitere Aufgabe der vorliegenden
Erfindung, eine rohrförmige
Struktur bereitzustellen, die eine verbesserte Bestimmung des Fluidflusses
durch das Lumen der Struktur mithilfe der MRI-Tomographie erlaubt.
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Diese
Aufgabe wird durch eine rohrförmige Metallstruktur
mit den Merkmalen des unabhängigen Anspruchs
1 gelöst.
Weitere Ausführungsformen
sind in den abhängigen
Ansprüchen
2 bis 16 beschrieben.
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Eine
weitere Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren zur Herstellung
einer solchen rohrförmigen
Struktur bereitzustellen.
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Diese
Aufgabe wird mit einem Verfahren gelöst, das in Anspruch 17 definiert
ist. Optionale und bevorzugte Merkmale des Verfahrens sind der Gegenstand
der abhängigen
Ansprüche
18 bis 22.
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Gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform der
rohrförmigen
Metallstruktur der vorliegenden Erfindung umfassen die Brücken, die
zwei benachbarte meanderförmige
Ringe miteinander verbinden, komplementäre Anschlussabschnitte als
Abschnitt verringerter Leitfähigkeit.
In dem Fall, dass diese Anschlussabschnitte der Art von männlichen/weiblichen Formpassabschnitten
sind, kann eine schnelle Verbindung zwischen zwei benachbarten Ringen
erzielt werden, entweder von Hand oder mithilfe eines speziell konzipierten
Bearbeitungswerkzeugs. In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
können
diese formschlüssigen
Abschnitte eine Kegelstumpfform besitzen. Wenn das Stentmaterial
mithilfe eines Laser geschnitten wird, dessen Wirkungslinie stets
radial zum Stentzylinder liegt, wird ein kegelstumpfförmiger Formschluss
zwischen den beiden komplementären
formschlüssigen
Abschnitten erzielt, wodurch die Befestigungssicherheit und die
Positionierungspräzision
beider komplementärer
formschlüssiger Abschnitt
erhöht
wird.
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Gemäß einer
weiteren bevorzugten Ausführungsform
ist zumindest einer der zusammenpassenden Abschnitte in einem biokompatiblen
Klebstoff mit einer schlechten elektrischen Leitfähigkeit
eingeschlossen, um die Steifigkeit der Brücke zu erhöhen und einen Abschnitt mit
verringerter Leitfähigkeit
bereitzustellen. Dieser biokompatible Klebstoff erhöht die maximale
Zugkraft der die Brücke
bei radialer Expansion der rohrförmigen
Struktur zu widerstehen in der Lage ist, und verhindert einen Stromfluss
von einem Ende des Implantats zum anderen.
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Wenn
gemäß einer
weiteren vorteilhaften Ausführungsform
mindestens einer der zusammenpassenden Abschnitte eine Oxidschicht
als Abschnitt verringerter Leitfähigkeit
umfasst, muss der biokompatible Klebstoff nicht notwendigerweise
nicht leitend sein. Die Oxidschicht kann entweder wie im Folgenden
beschrieben erzeugt werden, oder kann die natürlich auf der Oberfläche des
Metalls auftretende Oxidschicht sein.
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Eine
Oxidschicht als Abschnitt verringerter Leitfähigkeit ist aufgrund der leichten
Erzeugung der Oxidschicht auf mindestens einem der Anschlussabschnitte
bevorzugt. Eine Weise, die Oxidschicht zu erzeugen, ist es, einen
der Anschlussabschnitte mit einem Laser zu bestrahlen und dadurch
die Metalloberfläche
jenes Anschlussabschnitts zu oxidieren. Eine andere Weise ist es,
einen der Anschlussabschnitte in ein Oxidiermittel einzutauchen,
wie z. B. eine Lewis-Säure,
oder ihn einem anodischen Oxidierungsvorgang zu unterziehen. Wenn
die während des
Laserschneidens erzeugte Temperatur ausreichend hoch ist, dann kann
die Oxidierung bereits während
des Schnitts des Laserschneidens auftreten, sodass die oben beschriebenen
Extraschritte, z. B. einen der Anschlussschnitte in ein Oxidierungsmittel
einzutauchen oder ihn einem anodischen Oxidierungsvorgang zu unterziehen,
weggelassen werden können.
Abhängig
von dem Betrag der von dem zeitabhängigen Magnetfeld in den meanderförmigen Ringen
induzierten Spannung kann eine sehr dünne Oxidschicht ausreichend
sein, wie z. B. die natürlich auftretende
Oxidschicht auf der Oberfläche
des Metalls oder eine sehr dünne
Oxidschicht, die wie oben beschrieben erzeugt wurde, um eine Stromdurchzündung zwischen
zwei die Brücke
bildenden Anschlussabschnitten zu verhindern. Wenn die Spannung
einen gewissen Pegel überschreitet,
kann das Hinzufügen
eines nicht leitenden Klebstoffs gut geeignet sein, um eine solche
Stromdurchzündung
zu verhindern.
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Die
exakte Form des Umrisses jedes Anschlussabschnittes und die exakte
Form der Auflageflächen
auf ihnen, die einander berühren,
ist eine Sache der Designfreiheit und -vorliebe. Im Moment werden
für rohrförmige Strukturen,
die Stents sind, in Betracht gezogen, zwei Anschlussabschnitte als
zwei komplementäre
formschlüssige
Abschnitte bereitzustellen, von denen einer ein männlicher
Anschlussabschnitt mit einem männlichen
Kopfabschnitt ist und der andere ein weiblicher Anschlussabschnitt
mit einem gebogenen Abschnitt ist, sodass der weibliche Anschlussabschnitt
eine gefalzte innere Anschlagsfläche
umfasst, um den entsprechenden Kopfanschlussabschnitt aufzunehmen.
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Wenn
die beiden komplementären
formschlüssigen
Abschnitte, die die Brücke
bilden, mithilfe eines Laserschneidvorgangs erzeugt werden, bei dem
ein Laserstrahl auf einem Radius zur zylindrischen Form des Werkstücks liegt,
umfassen die beiden Anschlussabschnitte automatisch eine kegelstumpfförmige Form,
welche für
einen Einschnappeingriff der beiden Anschlussabschnitte sorgt, was weiter
dabei hilft, eine präzise
Positionierung und Orientierung der beiden Passabschnitte relativ
zur rohrförmigen
Struktur zu erzielen. Wenn des Weiteren die zusammenwirkenden Oberflächen der
beiden Anschlussabschnitte beide mit einem Laser auf einer radialen
Wirkungslinie geschnitten werden, dann wird sich ein selbst zentrierender
und selbst ausrichtender Effekt einstellen, wenn ein meanderförmiger Ring
in einem Ende-an-Ende-Verhältnis zum
benachbarten meanderförmigen
Ring aufgestellt wird, insbesondere bei selbst-expandierenden Stentdesigns.
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Wenn
ein steuerbarer Laser zum Laserschneiden verwendet wird, können die
beiden formschlüssigen
Abschnitte, die die Brücke
bilden, so geformt sein, dass sie im Einsatz miteinander gegen eine
unbeabsichtigte Trennung verriegelt sind, und zwar entweder radial
oder axial, sie aber dennoch von einem Oxidfilm getrennt sind. Dies
kann erreicht werden, indem ein Neigungswinkel des Laserbrennpunkts
variiert wird, während
der Laserstrahl um den Umfang der verbindenden Abschnitte der beiden
benachbarten Ringe vorangetrieben wird. Indem dies gemacht wird,
kann man z. B. Einschnitte durch die Wanddicke erzeugen, die kegelstumpfförmige Bereiche
aufweisen, wobei in einem davon die Kegelspitze auf der Achse des
Stentzylinders liegt und im anderen die Kegelspitze außerhalb
des Stentzylinders liegt, sodass die verbindenden Abschnitte verriegelt sind
und nicht trennbar sind. Dies ähnelt
einer Zick-Zack-Linie mit abwechselnd geneigten Anschlagsflächen. Da
der Laserbrennpunkt eine gewisse Breite besitzt, besteht ein Abstand
zwischen zwei benachbarten Brückenenden
der Brücke,
der ausreichend Raum für
den Abschnitt verringerter Leitfähigkeit
dazwischen bereitstellt.
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Es
ist zu bemerken, dass derselbe Effekt mithilfe einer geeigneten
Prägevorbereitung
beider formschlüssiger
Abschnitte erzielt werden kann, wenn die formschlüssigen Abschnitte
zuvor mit einem Laser auf einer radialen Wirkungslinie geschnitten
wurden. Die Prägevorbereitung
zielt darauf ab, den beiden formschlüssigen Abschnitten geneigte Oberflächen zu
verleihen.
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In
einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform ist die Längenachse
der Brücke
nicht parallel zur Längsachse
der rohrförmigen
Struktur. Solch eine Brücke,
deren Achse nicht parallel zur Längsachse
der rohrförmigen
Struktur ist, kann der Gesamtstruktur eine erhöhte Flexibilität verleihen,
insbesondere wenn die Struktur in einer äußeren Hülse eingeschlossen ist und
entlang eines verwundenen Wegs in einem Körperlumen vorgeschoben wird.
Gemäß weiterer
Ausführungen
der vorliegenden Erfindung kann die Brücke aus denselben Gründen meanderförmig oder
S-förmig
sein.
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Die
Erfindung stellt eine rohrförmige
Struktur bereit, deren Brückenzahl
geringer als die Zahl der Meander in einem umlaufenden Ring ist.
Indem eine verbesserte, für
MRI-Tomographietechniken
gut geeignete Struktur gefunden wurde, kann man wählen, ob
die Anzahl der Brücken
zwischen zwei benachbarten Ringen bis auf ein strukturelles Minimum
verringert wird.
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Eine
praktische minimale Anzahl von Brücken zwischen benachbarten
Ringen kann bis hinunter zu zwei pro Umfang betragen. Die Anzahl
kann jedoch von der Maschenstruktur der rohrförmigen Struktur abhängen und
davon, ob die Struktur selbst-expandierbar oder ballon-expandierbar
ist. Die mechanischen Anforderungen an die Maschenstruktur eines
selbst-expandierbaren Stents unterscheiden sich von jenen eines
ballon-expandierbaren Stents, und zwar aufgrund der Spannungs-Dehnungs-Verteilung
innerhalb der Maschenstruktur des Stents. Ein progressives Lösen eines
selbst-expandierbaren
Stents durch proximales Zurückziehen
einer äußeren Begrenzungshülse erzeugt
eine laufende Zone von erhöhter
Belastung (Spannung) im Stentmaterial, während die Hülse entlang der Länge des
Stents verfährt.
Dies ist mit einer gleichmäßigen radialen
Expansion durch das Aufblasen eines Ballons in dem Lumen des Stents
zu vergleichen. Für ballon-expandierbare
Stents muss keine Einschränkung
auf die minimale Anzahl von Brücken
zwischen benachbarten Stentringen vorhanden sein. Die Anzahl der
Brücken
kann jedoch gemäß den mechanischen
Anforderungen an den Stent gewählt
werden, wie z. B. der Flexibilität,
die zum leichten Vorschieben des Stents an die Stentstelle erforderlich
ist.
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In
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
besitzen die meanderförmigen
Ringe eine Zickzackform. Diese Zickzackform der Ringe bietet eine gute
radiale Elastizität
der rohrförmigen
Struktur. Beim Lösen
der selbst-expandierten rohrförmigen Struktur
aus einer äußeren Begrenzungshülse kann sich
die Zickzackform auf einen expandierten Durchmesser entspannen.
Zusammen mit dieser Expansion ergibt sich eine verbesserte Flexibilität der rohrförmigen Struktur
gegen den radial nach innen gerichteten Druck von dem umgebenden
Körpergewebe
in der installierten Gestalt der Struktur.
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Man
nimmt an, dass das HF-Signal die metallische rohrförmige Struktur
leichter durchdringt, da die rohrförmige Struktur von dem HF-Signal
nicht mehr als Faraday-Käfig
gesehen wird und daher das HF-Signal auch eine Spinumkehr der Kerne
im Lumen der rohrförmigen
Struktur bewirken wird. Daher nimmt man an, dass weniger Artefakte
in dem erhaltenen MRI-Bild des Lumens auftreten werden und dadurch
die Abbildung des Materials, wie z. B. des Gewebes im Lumen eines
Körpergefäßes, innerhalb des
Lumens der rohrförmigen
Struktur sowie die Bestimmung des Fluidflusses dortdurch erleichtert
werden.
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Für ein besseres
Verständnis
der vorliegenden Erfindung, und um deutlicher zu zeigen, wie dieselbe
umgesetzt werden kann, wird im Folgenden im Zuge eines Beispiels
auf die beigefügten
Zeichnungen Bezug genommen.
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KUZRE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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1 ist
ein seitlicher Aufriss einer rohrförmigen selbstexpandierenden
Stentstruktur entlang einer Linie, die die Längsachse des Rohrs schneidet und
zu ihr senkrecht ist, wobei der Stent sich in seiner gelegten Gestalt
mit größeren Radius
befindet.
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2 ist
eine perspektivische Ansicht zweier verbundener meanderförmiger Stentringe
in ihrer radial kleinen Gestalt vor der Verlegung, die an ihren
jeweiligen Enden der meanderförmigen
Ringe einen männlichen
und weiblichen, mit weitern solchen Ringen zu verbindenden formschlüssigen Abschnitt zeigt;
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3 ist
eine perspektivische Ansicht zweier, in 2 gezeigter
meanderförmiger
Ringe, die voneinander getrennt sind;
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4 bis 6 sind
schematische Ansichten unterschiedlicher Brückenkonstruktionen.
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DETAILLIERTE BESCHREIBUNG
EINER BEVRORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
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Fachkundige
Leser werden verstehen, dass der Stentzylinder aus nahtlosem rohrförmigem Material
oder aus einem flachen, zu einem nahtlosen Rohr zusammengerollten
Blechmaterial ausgebildet werden kann.
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Fachkundige
Leser werden sich auch dessen bewusst sein, dass eine sehr große Anzahl
von Vorschlägen
für Strebenmuster
bei der rohrförmigen Ausgestaltung
von Stents vorgeschlagen wurden. Während 1 ein expandierbares
Strebenmuster in einer Form zeigt, die besonders für die vorliegende Erfindung
bevorzugt ist, wird dennoch jedes der wohlbekannten Strebenmuster
Punkte an Zwischenabschnitten des Stentzylinders besitzen, wo einzelne benachbarte
Ringe aneinander befestigt werden können.
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1 zeigt
einen Stentzylinder in der Gestaltung mit großem Radius. Wie aus 1 ersichtlich ist,
besteht der Stentzylinder 2 aus einer Abfolge von Streben,
die sich zickzackförmig
um den vollen Umfang jedes einzelnen Rings 4 erstrecken.
Es gibt eine Spitze 12A, 12B, wo zwei aufeinander
folgende Streben sich schneiden, und wo bei einigen von ihnen benachbarte
meanderförmige
Ringe 4 verbunden sind. Obwohl 1 einen
Stentzylinder mit aufgeweiteten Enden 6 zur besseren Verankerung
des Stentzylinders in einem Körpergefäß zeigt,
soll die vorliegende Erfindung nicht auf Stents mit aufgeweiteten
Enden beschränkt
sein.
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In
der dargestellten Ausführungsform
besteht der Stent aus Nitinol
®, einer Nickel-Titan-Formgedächtnislegierung.
Eine Variante des in
1 gezeigten Stents kann Tantallöffel an
beiden axialen Enden davon umfassen, die bei der Visualisierung des
Stents unter Verwendung von Fluoroskopie helfen. Es wird auf die
WO 02/15820 des Anmelders verwiesen.
In weitern Ausführungsformen
könnte
der Stent aus Edelstahl oder jedem anderen biologisch kompatiblen
leitfähigen
Material bestehen, das in der Lage ist, eine Stentfunktion durchzuführen.
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Gewöhnlich wird
das Gittermuster der Nitinol®-Stents durch Laserschneiden
gebildet. Das Schneiden der kegelstumpfförmigen Anschlussoberflächen des
Körperabschnitts
des Stents wird durch Ausrichten des Lasers in der normalen, d.
h. radialen Richtung erzielt, wodurch die lange Achse des Stentrohrs
geschnitten wird. Sobald die Schlitze im Werkstück des Stentrohrs eingeschnitten
sind, werden die meisten, jedoch nicht alle Spitzen, die axial zwei
benachbarte Ringe des Stentrohrs verbinden, durchtrennt und nur
einige wenige bleiben verbunden, um eine integrale rohrförmige Stentstruktur
aufrecht zu erhalten. Je kleiner die Anzahl der verbundenen Spitzen
ist, desto größer ist
das Potential, das der Stent besitzt, um sich aus einer geraden
Linie herauszubiegen, wenn er entlang eines gewundenen Pfads zur Stentstelle
vorgeschoben wird. Zusätzlich
wird auch die Flexibilität
des Stents nach dem Legen erhöht.
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Wie
aus 1 ersichtlich ist, besitzen die Brücken 12,
die zwei benachbarte Spitzen 12A, 12B an zwei
einander zugewandten Enden eines Stentrings 4 verbinden,
eine nicht null betragende Länge, was
wiederum die Gesamtstruktur in einer radial komprimierten Gestalt
flexibler macht, sodass sie leichter entlang eines verwundenen Pfads
in einem Körperlumen
vorgeschoben werden kann.
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Sich
nun 2 zuwendend ist in größerem Detail gezeigt, wie einzelne
Ringe 4 des Stentrohrs 2 (1) miteinander
verbunden sind. Im Gegensatz zur 1 ist der
Stentzylinder in seiner radial kompakten Anordnung gezeigt. Insbesondere
wird die Aufmerksamkeit auf die konstruktionellen Details der Verbindungspunkte 12 gelenkt,
d. h. der Brücken,
die die Spitzen 12A, 12B zweier benachbarter Ringe
verbinden. 2 stellt zwei meanderförmige Ringe 4 dar,
die Brückenstreben 14A, 14B an
beiden axialen Enden jedes der Ringe 4 umfassen. Alle Brückenstreben
umfassen einen geraden Abschnitt, der zur Erhöhung der axialen Flexibilität des Stentrohrs
vorgesehen ist.
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Die
vorspringenden Abschnitte der Brückenstreben 14A, 14B können in
männliche
Abschnitte mit einem gebogenen Kopfabschnitt 16A und weibliche
Abschnitte mit einem gebogenen vertieften Abschnitt 16B klassifiziert
werden. Die weiblichen Abschnitte umfassen gefalzte innere Auflageflächen, um
die komplementären
bogenförmigen
männlichen Kopfabschnitte
aufzunehmen. Sowohl der männliche als
auch der weibliche Abschnitt sind aufgrund des Laserschneidvorgangs
kegelstumpfförmig,
wie zuvor beschrieben wurde. Aufgrund der komplementär geformten
männlichen
und weiblichen Abschnitte stellen sie somit einen Formschluss dar,
wenn sie miteinander verbunden werden, was dem männlichen und weiblichen Abschnitt
eine exzellente Befestigungssicherheit verleiht und die Brücken somit
selbst zentrierend und selbst ausrichtend sind.
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Des
Weiteren besitzen die luminalen und abluminalen Hauptoberflächen, aus
denen der bogenförmige
Kopfabschnitt und der bogenförmige
Vertiefungsabschnitt gebildet sind, denselben Krümmungsradius als Hauptflächen der
meanderförmigen
Ringe. Dies ist jedoch nicht notwendigerweise der Fall, wenn der
Stentzylinder anfänglich
aus einem flachen Blechmaterial geschnitten wird.
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Die
Anzahl dieser männlichen
und weiblichen Anschlussabschnitte auf benachbarten meanderförmigen Ringen
ist nicht auf die in 2 gezeigte Anzahl beschränkt. Das
Verhältnis
von Anschlussabschnitten zu Leerräumen, d. h. Punkten an den
axialen Enden der Ringe, an denen die Brückenstreben 14A, 14B aufgrund
des Laserschneidvorgangs abgeschnitten sind, kann bis zu 1:5 oder
sogar 1:6 betragen, abhängig
vom Design der für
den Stent verwendeten Maschenstruktur. Es muss nicht erwähnt werden,
dass die Anzahl der männlichen
Abschnitte der Anzahl der weiblichen Abschnitte entspricht. Die
Anzahl kann jedoch leicht während
der Herstellung des Stentrohrs verändert werden.
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Es
ist herausgefunden worden, dass die während des Laserschneidvorgangs
erzeugte Wärme
einen Teil der Metalloberfläche
sowohl des männlichen
als auch des weiblichen formschlüssigen
Abschnitts oxidiert, sodass beide Abschnitte voneinander im zusammengebauten
Zustand elektrisch isoliert sind. Diese Oxidschicht stellt einen
Abschnitt verringerter oder fast Null betragender elektrischer Leitfähigkeit
bereit, der die Wirkung hat, die MRI-Tomographie des Stentlumens zu verbessern.
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Der
fachkundige Leser wird verstehen, dass weitere oder zusätzliche
Wege zum Bereitstellen der Abschnitte mit verringerter Leitfähigkeit
zwischen den beiden Anschlussabschnitten der beiden benachbarten
Ringe denkbar sind, wie z. B. das Eintauchen eines oder beider Anschlussabschnitte
in ein Oxidierungsmittel oder das Bestrahlen eines oder beider Anschlussabschnitte
mit einem Laser, wodurch ausreichend Wärme erzeugt wird, um ihre Metalloberflächen zu
oxidieren. Es ist denkbar, dass die natürlich auftretende Oxidschicht
auf der Oberfläche des
Metallstents ausreichend sein könnte,
um die Unterbrechung der Leitfähigkeit
bereitzustellen, insbesondere wenn die beiden Anschlussabschnitte sich
nicht in physikalischem Kontakt miteinander befinden, sodass ein
geringer Spalt zwischen ihnen existiert.
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Die
Dicke der Oxidschicht hängt
von der Zeitdauer und der Intensität des zur Bestrahlung eines der
Anschlussabschnitte verwendeten Lasers ab. Die Dicke dieser Oxidschicht
sollte ausreichend sein, damit keine Stromdurchzündung zwischen zwei benachbarten
Ringen auftritt, wenn der vom externen Magnetfeld induzierte Strom
einen gewissen Pegel überschreitet,
sodass die Qualität
des MRI-Bilds des Stentrohrs nicht durch Artefakte verschlechtert
wird.
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Der
fachkundige Leser wird auch verstehen, dass andere Weisen zur Verbindung
zweier benachbarter Ringe denkbar sind. Jene Alternativen umfassen
Verbindungen der Stecker- und Buchsen-Art, muffenartige Verbindungen, Bolzen-Hülsen-artige Verbindungen,
geklemmte Anordnungen, klebstoffartige Verbindungen, scharnierartige
Verbindung, welche die axiale Flexibilität des Stentrohrs weiter erhöhen, Faden-Ösen-artige
Verbindungen, bei denen ein Faden durch jeweilige Ösen an axialen
Enden der Ringe durchgeführt
wird und dann die beiden Enden des Fadens mit den Ösen der
Ringe verknotet werden, um die Ringe zusammenzuhalten. Es ist auch denkbar,
Hülsen
zum Verbinden axial vorstehender Brückenstreben der beiden benachbarten
Ringe zu verwenden und dadurch eine Stentstruktur bereitzustellen,
bei der außer
der Hülse
keine axiale Verbindung zweier benachbarter Ringe vorhanden ist (4).
Die Hülsen
können
aus einem Material mit geringer elektrischer Leitfähigkeit
hergestellt sein. Die vorstehenden Brückenstreben der beiden benachbarten
Ringe können
die Form einer Knochenstruktur umfassen, d. h. der Durchmesser des
vorstehenden Abschnitts nimmt zu seinem axialen Ende hin zu.
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Beim
Einsetzen des männlichen
formschlüssigen
Abschnitts in den weiblichen formschlüssigen Abschnitt bleiben diese
beiden Abschnitte bei der radialen Expansion des Stentrohrs lediglich
aufgrund ihres komplementären
Formschlusses zusammen. Der männliche
Abschnitt wird in den weiblichen Abschnitt aufgrund ihrer sich radial
verjüngenden
Form radial nach innen eingeführt,
sodass bei der radialen Expansion der Stentringe der weibliche Abschnitt den
männlichen
Abschnitt radial nach außen
schieben kann und dadurch den männlichen
Kopfabschnitt weiter nach innen in den weiblichen Vertiefungsabschnitt
gegen die gefaltete innere Auflagefläche des weiblichen Abschnitts
drücken
kann. Die Reibung zwischen dem komplementären männlichen und weiblichen Abschnitt
kann dabei helfen, die Steifigkeit der Verbindung zu verbessern.
Es wird auf die oben genannte
WO
02/15820 verwiesen. Jedoch ist dieser Effekt besser für die Anwendung
in Ballon-expandierbaren
Stents geeignet als er es für
selbst-expandierbare
Stents ist. Bei selbst-expandierbaren Stents kann beim Legen des
Stents durch proximales progressives Zurückziehen einer äußeren Begrenzungshülse der
Winkel zwischen dem gelösten
und dem nicht gelösten
Teil des Stents groß genug
sein, um den Eingriff der männlichen-weiblichen
Brückenstreben
im Moment des Lösens
aus der Hülse
zu spreizen.
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Ein
biokompatibler Klebstoff kann, obwohl nicht notwendig, verwendet
werden, um die beiden benachbarten Ringe permanent miteinander zu
verbinden. Wenn der biokompatible Klebstoff darüber hinaus nicht leitend ist,
kann die extra Oxidschicht, die z. B. mindestens eines der Enden
der beiden komplementären
formschlüssigen
Abschnitte in ein Oxidierungsmittel erzeugt wurde, weggelassen werden. Geeignete
Klebstoffe können
Polymer-basierte Klebstoffe, wie z. B. Parylen, Akrylat, Silikon,
PTFE und stabile oder bilogisch abbaubare Klebstoffe umfassen. Ein
Beispiel von biologisch abbaubaren Klebstoffen umfasst Laktid-Säuren. Biologisch
abbaubare Klebstoffe sollen insofern vorteilhafter sein, als dass sie
die Stentstrukturen nach dem Legen und sobald der Vorgang des biologischen
Abbaus begonnen hat, flexibler gestalten. Es wird auch in Betracht
gezogen, die axial vorstehenden Brückenstreben mit einer nicht
leitenden Beschichtung zu beschichten. Geeignete Beschichtungen
umfassen Beschichtungen mit diamantähnlichem Kohlenstoff (diamond-like
carbon, DLC), SiC-, SiO2- oder keramische
Beschichtungen.
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Eine
Verbindung zwischen zwei benachbarten Ringen mithilfe der Verbindung
zweier einander zugewandter Brückenstreben
kann erhalten werden, indem der Klebstoff oder die Beschichtung
selbst als Verbindungselement verwendet wird, oder indem die Brückenstreben
in enge Nähe
zueinander gebracht werden, sodass ein Spalt zwischen ihnen verbleibt,
z. B. unter Verwendung einer Hülse,
wodurch sichergestellt wird, dass kein direkter Kontakt zwischen
den Brückenenden
aufgestellt wird, weder innerhalb noch außerhalb der Hülse. Jedoch
schließt
das letztere nicht aus, dass ein Klebstoff oder eine Beschichtung auf
die so verbundenen Brückenenden
aufgebracht wird.
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Ein
Verfahren zum Aufbringen eines Klebstoffs und/oder einer Beschichtung
umfassen die physikalische Dampfabscheidung (PVD), die Implantierung,
das Einspritzen, Eintauchen, Verschweißen, Verlöten, Hartlöten, Plasmaabscheiden, Flammensprühen usw..
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Der
Fachmann wird jedoch verstehen, dass andere Klebstoffe und Beschichtungen
sowie Verfahren zu deren Anbringen denkbar sind. Die Verbindung
zwischen zwei benachbarten Stentringen oder sogar der Klebstoff
oder die Beschichtung selbst kann als Träger für Restenose-inhibierende Medikamente
verwendet werden. Die Medikamente können in den Klebstoff und/oder
die Beschichtung eingegliedert werden und werden auf dosierte Weise
daraus abgegeben, sodass ein Auftreten der Restenose im Lumen des
Stents verhindert wird.
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Sich
nun 3 zuwendend, sind die beiden Stentringe im auseinander
gebauten Zustand dargestellt. Wie ersichtlich ist, sind die beiden
männlichen und
weiblichen komplementären
formschlüssigen Abschnitte
in der Lage, mit dem Abschnitt verringerter Leitfähigkeit
zwischen ihnen gut zusammenzupassen. Die luminale Oberfläche der
Brücken 12 ist bündig mit
der luminalen Oberfläche
der Stentringe. Dies ist jedoch zum Ausführen des erfinderischen Konzepts
nicht wesentlich. Die luminale Oberfläche der Brücken kann gut radial nach innen
in Bezug auf die luminale Oberfläche
der Stentringe platziert werden. Um jedoch einen ungehinderten Fluidfluss durch
das Stentlumen bereitzustellen, sollten die luminalen Oberflächen der
Brücken
bevorzugt bündig mit
den luminalen Oberflächen
der Ringe sein.
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4 zeigt
eine Verbindungsbrücke
zwischen zwei verbundenen Stentringen mit männlichen und weiblichen komplementären formschlüssigen Abschnitten,
die die Brücke
zwischen den beiden Stentringen bilden, und zwar gemäß einer
weiteren bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung. Der weibliche formschlüssige Abschnitt besitzt die
Form einer Gabel 22, die den männlichen formschlüssigen Abschnitt 24 in
der Vertiefung in der Mitte der Gabel aufnimmt. Aufgrund des Laserschneidvorgangs
besitzen sowohl der männliche
als auch der weibliche formschlüssige
Abschnitt eine kegelstumpfförmige Form.
Ein Spalt besteht zwischen dem männlichen und
dem weiblichen formschlüssigen
Abschnitt. Wenn ein Laser zum Schneiden verwendet wird, entspricht
die Größe des männlichen
und weiblichen formschlüssigen
Abschnitts im Wesentlichen der Abmessung des Brennpunkts des Laserstrahls.
Der männliche
und weibliche formschlüssige
Abschnitt können jedoch
separat hergestellt werden, in welchem Fall der Spalt zwischen ihnen
sich von den Abmessungen des Brennpunkts des Lasers unterscheiden
kann. Dieser Spalt sorgt für
die erhöhte
Flexibilität
dieser Art von Struktur. Ein Laser-gebohrtes Durchloch erstreckt
sich durch den männlichen
und weiblichen formschlüssigen
Abschnitt, sodass beide Durchlöcher
in einer Linie ausgerichtet sind, um es einem Stift 26 zu
erlauben, zur Befestigung des männlichen
formschlüssigen
Abschnitts mit dem weiblichen formschlüssigen Abschnitt dortdurch
eingesetzt zu werden. Die Durchlöcher
können
mithilfe eines Laserstrahlbohrers erzeugt werden, entweder unter
manueller Steuerung unter einem Mikroskop oder automatisch Mikroprozessor-gesteuert.
Bevorzugt besitzt der Stift eine Oberfläche, die aus einem elektrisch
isolierenden Material besteht, wie z. B. einer Oxidschicht. Es wird
auch in Betracht gezogen, Stifte 26 zu verwenden, die gänzlich aus
nicht leitendem Material hergestellt sind, wie z. B. Polymer-basierten Materialien,
Keramiken usw.
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5 zeigt
eine weitere bevorzugte Ausführungsform
der Brücke
der Erfindung. Die Stentringe sind über Anschlussabschnitte 32, 34 verbunden,
die beide in ihrer Form komplementär sind und ein Durchloch besitzen,
durch welches ein Stift 36 so eingeführt werden kann, dass die Brücke als
Scharnierverbindung funktioniert. Da der Brennpunkt des Laserstrahls
eine endliche Breite besitzt, verbleibt wiederum ein Zwischenraum
zwischen den beiden komplementären
Abschnitten, wenn sie verbunden sind, sodass die Verbindung einen
gewissen Grad an Schwenkbewegung erlaubt, wenn das Stentrohr entlang
eines gewundenen Pfads in einem Körpergefäß vorgeschoben wird. Jeder
Scharnierstift 26, 36 kann mechanisch an den jeweiligen
Enden der beiden komplementären
Anschlussabschnitten befestigt sein, wie z. B. durch Verkleben,
oder kann auf irgendeine andere Weise befestigt sein. Wiederum ist die
zylindrische Oberfläche
des Stifts bevorzugt elektrisch isolierend.
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6 zeigt
Brückenstreben 42, 44,
die mit einem knolligen (zwiebelartigen) freitragenden Ende 46 bzw. 48 versehen
sind und von einer Schrumpfhülse 50 umgeben
sind. Jedes der knolligen Enden wird so behandelt, dass es mit einer
isolierenden Oxidschicht 52, 54 versehen wird.
Die Brücke
hat ungefähr
die Funktion eines Kniegelenks.
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Um
den gesamten Stentzylinder zu vollenden, wird eine Vielzahl solcher
Stentringe in Reihe verbunden. Da jede Brücke einen Abschnitt mit verringerter
elektrischer Leitfähigkeit
umfasst, gibt es keine ungehinderte elektrische Verbindung, die
von einem Ende des Stentzylinders zum anderen verläuft. Aufgrund
der Verbindung mit hohem Widerstand zwischen den benachbarten Ringen
wird der erwünschte
Effekt erzielt, sodass das Auftreten von Artefakten im MRI-Bild
des Stentlumens verringert wird, wenn der Stentzylinder einem HF-Signal in einer MRI-Tomographievorrichtung
ausgesetzt wird.
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Sobald
der Stentzylinder durch Verbinden einer Vielzahl solcher Stentringe
in Reihe vollendet ist, und der Stentzylinder in einer äußeren Hülse einsatzbereit
eingeschlossen ist, erlaubt die Struktur des Stentzylinders und
insbesondere die Struktur der Brücken
gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform, wie
in 3 gezeigt, die Platzierung der einzelnen Stentabschnitte
an beabstandeten Stellen in einem Körpergefäß. Dies wird dadurch erzielt,
dass die äußere Hülse allmählich proximal
um einen Betrag bewegt wird, der gleich der axialen Länge eines
Stentrings ist. Dies versetzt den Arzt in die Lage, nur einen Stenring
auf einmal freizugeben, sodass die einzelnen Stentringe, die von
Brücken
getrennt sind, an unterschiedlichen Stellen im Lumen eines Körpergefäßes platziert
werden können.
Es ist dem Fachmann klar, dass die Struktur der Brücke so sein
muss, dass ein Stentring sich selbst von seinem benachbarten Stentring
trennen kann, während
der benachbarte Stentring immer noch in der äußeren Hülse eingeschlossen ist.
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Der
Begriff „Abschnitt
mit verringerter oder fast Null betragender elektrischer Leitfähigkeit" ist so auszulegen,
dass die elektrische Leitfähigkeit
jenes Abschnitts zwischen zwei einander zugewandten Brückenstreben
auf zwei benachbarten Ringen wesentlich kleiner, d. h. mindestens
eine Größenordnung
kleiner als die elektrische Leitfähigkeit der Stentringe ist.
Idealerweise besteht keine elektrische Kontinuität zwischen zwei benachbarten
Ringen und daher zwischen den beiden axialen Enden des Stents, aber
in Wirklichkeit muss unweigerlich eine gewisse Restleitfähigkeit
vorhanden sein. Es wird auch in Betracht gezogen, dass der Abschnitt
mit verringerter Leitfähigkeit
vollständig
oder zumindest teilweise dadurch erzeugt werden kann, dass die chemische
Zusammensetzung der Anschlagsoberflächen der vorstehenden Streben
der Metallstruktur geändert
wird. Die Änderungen
der chemischen Zusammensetzung kann durch Dotieren, Ionenstrahlepitaxie,
Ionenbombardierung usw. erzielt werden, die alle zu einer geänderten
elektrischen Leitfähigkeit
des Oberflächenabschnitts
der einer solchen Behandlung ausgesetzten Metallstruktur führen.
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Die
nicht parallele Anordnung der Brückenlänge zur
Stentlänge
kann die Brückenlänge in Bezug
auf den Abstand zwischen zwei durch die Brücke verbundenen benachbarten
Stentringen erhöhen, und
diese extra Länge
kann nützlich
sein, wenn die Brücke
aus elektrisch nicht oder schlecht leitendem Material hergestellt
ist, um die elektrische Isolierung zwischen benachbarten Ringen
zu verstärken.
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Weitere
Brückendesignmöglichkeiten
zur Verbesserung der Sichtbarkeit des Stentlumens mithilfe von MRI
können
umfassen:
- – eine
lokal verringerte Brückenquerschnittsfläche
- – eine
tiefe Meandrierung in der Brückenlänge, um
antiparallele Brückenlängenabschnitte
zu erzeugen, die das elektrische Verhalten des Brückenelements
in einem HF-Feld, wie es während MRI-Verfahren
vorhanden ist, beeinflussen;
- – Änderungen
an der Oberfläche
der Brücke,
um die Skin-Effekte
auszunutzen, die in einem HF-Feld auftreten und das elektrische
Verhalten des Elements, das die Oberfläche definiert, ändern;
- – Erzeugen
von Induktions-bezogenen oder Resonanz-bezogenen elektromagnetischen Effekten in
der Brücke,
möglicherweise
durch vernünftige Auswahl
von spezifischen Ringstrukturen zur Kombination mit spezifischen
Brückenstrukturen, und
insbesondere der Positionen der Brücken in Bezug auf die Ringe.
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Der
Fachmann wird verstehen, dass obwohl die Erfindung hauptsächlich auf
rohrförmige
radial expandierbare Metallstrukturen wie z. B. Stents gerichtet
ist, sie auch auf Führungsdrähte, die
in Katheter-basierten chirurgischen Eingriffen verwendet werden,
angewendet werden kann. Solche Führungsdrähte können auch
mit dielektrischen oder nicht leitenden Zwischenabschnitten entlang
der tatsächlichen
Länge des
Führungsdrahts
versehen sein. Man nimmt an, dass das Bereitstellen einer Leitfähigkeitsunterbrechung
zumindest alle 20 cm entlang des distalen Teils der Führungsdrahtlänge es erlauben
wird, dass der Führungsdraht
die Bezeichnung „MRI-kompatibel" verdient.
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Der
Schutzbereich der folgenden Ansprüche ist nicht auf die oben
im Detail beschriebenen Ausführungsformen
beschränkt.
Leser werden verstehen, dass die detaillierte Beschreibung dazu
gedacht ist, den fachkundigen Leser bei der Realisierung der Ausführungsformen
innerhalb des Schutzbereichs der Ansprüche zu unterstützen, anstatt
dem Schutzbereich eine Beschränkung
aufzuerlegen.