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Hintergrund
der Erfindung
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Die Erfindung bezieht sich auf einen
Stent. Stents werden in Lumen eines menschlichen oder tierischen
Körpers
verwendet. Wenn der Stent korrekt in einem Lumen positioniert wird,
kann er die Wand des Lumens berühren,
um diese zu stützen oder
die Wand nach außen
zu drücken.
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Stents können aus einem Material gefertigt werden,
die den Stent in die Lage versetzen, daß dieser elastisch in Querrichtung
zusammengedrückt werden
kann, so daß sich
dieser dann, wenn die Druckkraft entfällt, nach außen erholen
kann und dabei die Wand des Lumens kontaktiert. Siehe zum Beispiel
WO 95/32757. Dieses Dokument offenbart einen Stent zur Anwendung
in einem Lumen eines menschlichen oder tierischen Körpers, wobei
der Stent einen generell röhrenförmigen Körper aufweist, der
aus einer Formgedächtnislegierung
besteht, die derart behandelt wurde, daß sie gesteigerte elastische
Eigenschaften aufweist mit einem Wendepunkt in der Spannungs-Dehnungs-Kurve
unter Last, der es möglich
macht, daß der
Körper
nach innen zu einer in Querrichtung komprimierten Konfiguration
verformt wird, um in den Lumen eingeführt werden zu können, um
dann in die ursprüngliche
Konfiguration zurückzukehren,
und zwar in Kontakt zu dem Lumen und um diesen zu stützen, wobei
die Formgedächtnislegierung
aus Nickel, Titan und wenigstens einem Dreistoffelement besteht.
Die gesteigerten elastischen Eigenschaften, die aus den Formgedächtnislegierungen
als Ergebnis einer Umwandlung zwischen der Martensitphase und der
Austenitphase der Legierung herrühren,
bewirkt, daß sie
besonders gut für diese
Anwendungen geeignet sind. Das Wesen der superelastischen Transformationen
der Formgedächtnislegierungen
wird in den „Engineering Aspects
of Shape Memory Alloys",
T. W. Duerig et al, auf Seite 370, Butterworth-Heinemann (1990)
diskutiert.
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Eine prinzipielle Transformation
der Formgedächtnislegierungen
schließt
eine anfängliche
Zunahme der Dehnung, ungefähr
linear mit der Spannung ein. Dieses Verhalten ist reversibel und
entspricht den herkömmlichen
elastischen Verformungen. Nachfolgende Zunahmen in der Dehnung sind von
geringer oder keiner Zunahme in der Spannung über einen begrenzten Bereich
der Dehnung zum Ende des „Belastungsplateaus" begleitet. Die Belastungsplateau-Spannung
wird durch den Wendepunkt auf der Spannungs-Dehnungs-Kurve definiert.
Weitere Zunahmen in der Dehnung sind von einer Zunahme in der Spannung
begleitet. Wenn eine Entlastung eintritt, ergibt sich eine Abnahme
in der Spannung mit der sich reduzierenden Dehnung zum Anfang des „Entlastungsplateaus", das durch die Existenz
eines Wendepunkts verdeutlicht wird, von dem ab sich die Spannung
wenig ändert
mit einer abnehmenden Dehnung. Am Ende des Entlastungsplateaus reduziert
sich die Spannung mit der abnehmenden Dehnung. Die Entlastungsplateau-Spannung
wird ebenfalls durch den Wendepunkt auf der Spannungs-Dehnungs-Kurve
definiert. Eine etwaige Restdehnung nach der Entlastung auf Null-Spannung
ist die bleibende Verformung der Probe. Die Charakteristika dieser
Verformung, das Belastungsplateau, das Entlastungsplateau, das Elastizitätsmodul,
die Plateaulänge
und die bleibende Verformung (definiert in Bezug auf eine spezifische
Gesamtverformung) sind bewiesen und werden zum Beispiel in „Engineering
Aspects of Shape Memory Alloys" auf Seite
376 definiert.
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Kurze Beschreibung
der Erfindung
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Das Spannungs-Dehnungs-Verhalten
eines Formgedächtnislegierungs-Bauelements,
das verbesserte Elastizitäts-Charakteristiken
besitzt, kann eine Hysterese aufweisen, wobei die Spannung, die bei
einer gegebenen Dehnung während
der Belastung beaufschlagt wird, größer ist, als die Spannung, die
von dieser Dehnung während
der Entlastung ausgeübt
wird. Es ist generell wünschenswert,
wenn man die verbesserten Elastizitäts-Charakteristiken des Formgedächtnislegierungs-Bauelements
ausnutzt, die Differenz zwischen den Spannungen auf den Belastungskurven
und den Entlastungskurven in einem Verformungszyklus zu minimieren
(das heißt, die
Hysterese zu minimieren). Es wurde jedoch gemäß der vorliegenden Erfindung
herausgefunden, daß es
bei einem Stent vorteilhaft sein kann, eine Legierung auszunutzen,
die in der Lage ist, eine große Hysterese
in einem Belastungs- und
Entlastungszyklus aufzuweisen. Das kann dadurch erreicht werden, indem
man Legierungen auf Nickel-Titan-Basis mit Dreistoff-Zusätzen von
wenigstens einem der Elemente Niob, Hafnium, Tantal, Wolfram und
Gold verwendet.
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Demgemäß sieht die Erfindung einen
Stent zur Anwendung in einem Lumen eines menschlichen oder tierischen
Körpers
vor, wobei der Stent einen generell röhrenförmigen Körper aufweist, der aus einer
Formgedächtnislegierung
besteht, die derart behandelt wurde, daß sie gesteigerte elastische
Eigenschaften aufweist mit einem Wendepunkt in der Spannungs-Dehnungs-Kurve
unter Last, der es möglich
macht, daß der
Körper
nach innen zu einer in Querrichtung komprimierten Konfiguration
verformt wird, um in den Lumen eingeführt werden zu können, um
dann in die ursprünglich
Konfiguration zurückzukehren,
und zwar in Kontakt zu dem Lumen und um diesen zu stützen, wobei
die Formgedächtnislegierung
aus Nickel, Titan und von ungefähr
3 Atomprozent (im folgenden als at.% bezeichnet) bis ungefähr 20 at.%,
auf der Basis des Gewichts vom Gesamtgewicht der Legierungszusammensetzung
von wenigstens einem Dreistoff-Element, das aus der Gruppe ausgewählt wird,
die aus Niob, Hafnium, Tantal, Wolfram und Gold besteht.
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Die Anwendung der spezifizierten
Dreistoff-Elemente in einer Nickel-Titan-Legierung hat den Vorteil,
daß der
resultierende Stent in der Lage ist, eine größere Hysterese in dem Spannungs-Dehnungs-Verhalten
in einem Belastungs- und Entlastungszyklus aufzuweisen. Das ist
besonders vorteilhaft bei Stents, die in einem Lumen in einem menschlichen
oder tierischen Körper
verwendet werden, das durch den Stent bewegt wird, während dieser
sich in einer in Querrichtung zusammengedrückten Konfiguration befindet,
aus der er sich elastisch ausdehnen kann und dabei den Lumen kontaktiert
und diesen stützt.
Eine große
Hysterese bedeutet, daß die
nach innen gerichteten Kräfte,
die erforderlich sind, um den Stent in Querrichtung zusammenzudrücken, wenn
dieser sich dann an Ort und Stelle im Lumen befindet, relativ hoch
sind, während
die nach außen gerichteten
Kräfte,
die der Stent auf den Lumen ausübt,
wenn dieser versucht, in seine ursprüngliche unverformte Konfiguration
zurückzukehren,
relativ gering sind. Das kann ebenfalls bedeuten, daß das Lumen
resistent gegen ein Zusammendrücken
durch äußere auf
ihn wirkende Kräfte
ist, was zu einem Problem in dem Fall wird, wo das Lumen sich an
der Oberfläche
befindet wie zum Beispiel Arterien im Schenkel und im Nacken. Das
kann ebenfalls bedeuten, daß das
Lumen nicht dazu neigt, durch eine große äußere Kraft, die von dem Stent
auf das Lumen ausgeübt
wird, in unerwünschter
Weise verdreht zu werden.
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Der Einsatz der oben spezifizierten
Legierung macht es möglich,
daß das
Verhältnis
von Spannung unter Belastung zu Spannung unter Entlastung an den
entsprechenden Wendepunkten auf der Spannungs-Dehnungs-Kurve wenigstens
ungefähr 2,5
: 1, vorzugsweise wenigstens ungefähr 3 : 1, besonders zu bevorzugen
wenigstens ungefähr
3,5 : 1 zum Beispiel wenigstens ungefähr 4 : 1, gemessen bei Körpertemperatur,
werden kann. Diese Beziehung zwischen Belastungs- und Entlastungs-Spannungen
in dem Belastungs-Entlastungszyklus
schafft die Kombination von Bruchwiderstand eines stentgestützten Lumens
und niedrigen Außenkräften, welche
die Tendenz aufweisen, den Lumen zu verformen, wie oben diskutiert
wurde.
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Der Einsatz der oben spezifizierten
Legierung macht es möglich,
daß die
Differenz zwischen Spannung unter Belastung und Spannung unter Entlastung
an den entsprechenden Wendepunkten auf der Spannungs-Dehnungs-Kurve
nach einer Verformung durch eine Dehnung von 10% wenigstens ungefähr 250 MPa,
vorzugsweise wenigstens ungefähr 300
MPa, besonders zu bevorzugen wenigstens ungefähr 350 MPa zum Beispiel wenigstens
ungefähr 400
MPa werden kann. Diese Beziehung zwischen Belastungs- und Entlastungs-Spannungen in dem Belastungs-Entlastungszyklus
schafft die Kombination von Bruchwiderstand eines stentgestützten Lumens
und niedrigen Außenkräften, welche
die Tendenz aufweisen, den Lumen zu verformen, wie oben diskutiert
wurde.
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Ein weiterer deutlicher Vorteil des
Einsatzes von wenigstens einigen der oben erwähnten Legierungen in dem Stent
der Erfindung liegt darin, daß ihre
Strahlenundurchlässigkeit
verbessert wird, verglichen mit der der Nickel-Titan-Formgedächtnislegierungen,
die herkömmlicherweise
für Stents
verwendet werden, was ihre (der erfinderischen) Verwendung in der
nicht-invasiven Chirurgie deutlich erleichtert.
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Die Legierung, die in dem Stent der
Erfindung verwendet wird, besteht vorzugsweise aus wenigstens ungefähr 3 at%,
noch günstiger
aus wenigstens ungefähr
5 at% eines oder mehrerer Zusatzelemente. Die Legierung besteht
gewöhnlich
aus nicht mehr als 15 at%, noch günstiger aus nicht mehr als ungefähr 10 at%
der/des Zusatzelemente/s. Die Legierung enthält oft nur Nickel und Titan
als Zusatz zu den Elementen, die aus der Gruppe ausgewählt wurden,
auf die oben Bezug genommen wurde (natürlich auch zufällige Mengen
von anderen Stoffen einschließlich
Verunreinigungen), obgleich nützliche
Legierungen zwei oder mehr Elemente enthalten können (von denen wenigstens
eines und möglicherweise
alle aus der Gruppe ausgewählt
wurde/n, auf das/die oben Bezug genommen wurde) zusätzlich zu Nickel
und Titan. Ein Beispiel einer geeigneten Legierung, die in einem
Stent gemäß der Erfindung
eingesetzt werden kann, ist Ni44Ti47Nb9. Die relativen
Mengen der Nickel- und Titan-Bestandteile in der Legierung werden
so ausgewählt,
daß sie
angemessene Elastizitätseigenschaften
aufweisen und sicherstellen, daß die
Temperaturen der Übergänge zwischen den
Martensit-Phasen und den Austenit-Phasen der Legierung so angelegt
werden können,
daß sie
für den
beabsichtigten Einsatz des Stents angemessen sind.
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Einige NiTiNb-Legierungen, die in
der vorliegenden Erfindung verwendet werden können, werden in dem US-Patent
Nr. 4.770.725 offenbart. Dieses Dokument bezieht sich auf Ni-TiNb-Legierungen, bei
denen man herausfand, daß sie
so behandelt werden können,
daß sie
eine große
Wärmehysterese liefern.
Diese Eigenschaft ist in Anwendungen von solchen Formgedächtnislegierungen
wichtig, die thermisch induzierte Änderungen in der Konfiguration
ausnutzen. Eine solche Änderung
kann dazu führen,
daß sie
einen Gegenstand, der aus der Legierung gefertigt ist, zuerst aus
einer wärmestabilen Konfiguration
in eine wärmeinstabile
Konfiguration verformt, während
sich die Legierung in der Martensitphase befindet. Wenn diese nachfolgend
einer erhöhten
Temperatur ausgesetzt wird, dann führt das zu einer Änderung
der Konfiguration von einer wärme-instabilen
Konfiguration in Richtung der ursprünglichen wärmestabilen Konfiguration,
wenn die Legierung aus der Martensitphase in die Austenitphase zurückkehrt.
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Die große thermische Hysterese, die
durch thermische und mechanische Behandlung der in dem US-Patent
Nr. 4.770.725 offenbarten Legierungen erreichbar ist, ist für Gegenstände attraktiv,
welche die thermisch induzierten Konfigurationsänderungen ausnutzen, da es
einen Gegenstand in die Lage versetzt, in der verformten Konfiguration
in der Martensitphase bei der gleichen Temperatur, in der er dann ist,
wenn er in der Austenitphase benutzt wird, gelagert zu werden. Da
die große
Hysterese, auf die in dem US-Patent Nr. 4.770.725 Bezug genommen wird,
gewisse Vorteile aufweist, wenn thermisch induzierte Verformungen
ausgenutzt werden sollen, ist eine große Hysterese hinsichtlich Spannungs-Dehnungs-Verhalten unter Belastung
und Entlastung generell nicht im Einklang mit den Eigenschaften
einer Legierung, die man sucht, wenn deren gesteigerten Elastizitätseigenschaften
ausgenutzt werden sollen.
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Die Legierung, die für den Stent
verwendet wird, behandelt man in der Weise, daß sie angemessene elastische
Eigenschaften für
die beabsichtigten Anwendungen liefert. Die Behandlung schließt generell
eine Kombination aus thermischen und mechanischen Behandlungsschritten
ein. Nicht-lineare superelastische Eigenschaften können durch
einen Prozeß in
eine Formgedächtnislegierung
eingebracht werden, der die Kaltbearbeitung der Legierung zum Beispiel
durch einen Prozeß,
der Pressen, Gesenkdrücken
oder Ziehen einschließt.
Der Kaltbearbeitungsschritt wird von einem Glühschritt gefolgt, während das
Teil in der Konfiguration zwangsgehalten wird, die aus dem Kaltbearbeitungsschritt
bei einer Temperatur resultiert, die hoch genug ist, um durch den
Kaltbearbeitungsschritt bewirkte Versetzungen zu verbinden und die
Versetzungen auszurichten. Damit wird sichergestellt, daß die Verformungen,
die durch die Kaltbearbeitung eingebracht wurden, erhalten bleiben.
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Die Technik zur Einbringung von superelastischen
Eigenschaften kann von der, die oben beschrieben wurde, abweichen.
Zum Beispiel könnte die
Legierung, anstatt sie einer Wär mebehandlung zu
unterwerfen, während
sie in der verformten Konfiguration zurückgehalten wird, über eine
besonders gewünschte
Konfiguration hinaus verformt werden und dann derart wärmebehandelt
werden, daß eine thermisch
induzierte Veränderung
der Konfiguration von der Art eintritt, die unten diskutiert wird,
wobei die Veränderung
die Konfiguration hin zu der besonders gewünschten Konfiguration annimmt.
Die Einbringung von superelastischen Eigenschaften könnte ebenfalls
das Glühen
bei einer hohen Temperatur einschließen (zum Beispiel in der Richtung
der Rekristallisationstemperatur der Legierung), gefolgt von einem
schnellen Abkühlen
und danach von einer Wärmebehandlung
bei einer niedrigeren Temperatur.
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Ein Beispiel einer Behandlung, die
auf eine Ni44Ti47Nb9-Legierung angewendet wird, um geeignete
erhöhte
elastische Eigenschaften zu erzielen, umfaßt die Kaltbearbeitung des
Gegenstandes mit wenigstens ungefähr 20%, günstiger mit wenigstens ungefähr 30%.
Die Kaltbearbeitung wird generell weniger als ungefähr 60% betragen,
vorzugsweise weniger als ungefähr
50%. Die Kaltbearbeitung von ungefähr 40% kann für viele
Gegenstände
angemessen sein. Die Behandlung enthält generell einen Glühschritt,
wobei der Gegenstand einer erhöhten
Temperatur für
einen Zeitraum von 1 Minute, vorzugsweise für einen Zeitraum von wenigstens
ungefähr
10 Minuten, generell weniger als ungefähr 500 Minuten, vorzugsweise
weniger als ungefähr
60 Minuten ausgesetzt wird. Die Glühtemperatur wird vorzugsweise wenigstens
ungefähr
300°C betragen,
günstiger
wenigstens ungefähr
550 °C,
vorzugsweise weniger als ungefähr
550°C, günstiger
weniger als ungefähr 450°C.
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Vorzugsweise beträgt die Af-Temperatur
(die Temperatur, bei der die Umwandlung von der Martensit-Phase
in die Austenit-Phase abgeschlossen ist) der Legierung wenigstens
ungefähr
10°C, günstiger wenigstens
ungefähr
15°C, speziell
wenigstens ungefähr
20°C. Vorzugsweise
beträgt
die Af-Temperatur der Legierung nicht mehr
als ungefähr
50°C, günstiger
nicht mehr als ungefähr
40°C, speziell
nicht mehr als ungefähr
35°C. Die
Af- Temperatur der Legierung wird generell
so eingerichtet, daß sie
nicht höher
als die Körpertemperatur
ist, auf die sie über
den Stent trifft, wenn dieser verwendet wird. Bei einem Stent, der
aus einer Legierung gefertigt ist, deren Umwandlungstemperaturen
in einem oder in mehreren dieser Bereiche liegen, hat man herausgefunden,
daß er
angemessene elastische Eigenschaften aufweist.
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Der Stent gemäß der Erfindung hat generell eine
mit Öffnungen
versehene oder offene Konfiguration, die den gesteuerten Querschnittsdruck
und dann in der Anwendung die nach außen gerichtete Erholung, und
zwar in Kontakt zu der Wand des Lumens erleichtert.
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Die mit Öffnungen versehene Konfiguration kann
aus Schlitzen oder größeren Öffnungen
bestehen. Ein Stent mit einer mit Öffnungen versehenen Konfiguration
kann durch Schneiden eines Rohrs gebildet werden. Er kann auch aus
einem Draht geformt werden unter Verwendung einer geeigneten Bondingtechnik
(wie zum Beispiel Schweißen)
an Punkten, wo die Drähte
sich kreuzen.
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Die Konfiguration der Öffnungen
in dem Stent werden so ausgewählt,
daß sie
angemessene Verformungseigenschaften aufweisen, sowohl bei Kompressionsdruck
in Querrichtung vor der Anwendung und danach, wenn der Stent in
einem Lumen eingebracht ist. Die Konfiguration sollte auch für eine angemessene
Flexibilität
des Stents sorgen, vor und während
dessen Benutzung. Es ist besonders wünschenswert, (a) daß die Flexibilität des Stents,
wenn dieser relativ zu seiner Längsachse
gebogen wird, hoch sein sollte, (b) daß der Stent in der Lage sein sollte,
sich elastisch aus dem Kompressionsdruck in Querrichtung zu erholen
zum Beispiel indem seine Konfiguration sich aus einer elliptischen
zu, sagen wir, einer kreisförmigen
wandelt, und (c) daß die
radiale Steifigkeit des Stents hoch sein sollte.
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Der Stent kann durch ein Verfahren
hergestellt werden, welches das Entfernen von Material aus einem
hülsen-ähnlichen
Teil einschließt,
bei dem sich ein Materialmuster mit entsprechenden reifenförmigen Bereichen
und Streben ergibt. Das Wesen des Entfernungsprozesses hängt von
dem Material des hülsen-ähnlichen
Teils ab. Der Entfernungsprozeß kann
zum Beispiel mindestens einen Vorgang des Schneidens, des Schmelzens
und des Verdampfens des Materials aufweisen. Wenn der Stent aus
einem metallischen Stoff gefertigt wird, kann der Entfernungsprozeß den Einsatz
eines Laser-Schneidwerkzeugs enthalten. Andere Techniken, die zur
Formung des Musters in dem Material zum Einsatz kommen können, schließen das
Stanzen, das Zerspanen und das Ätzen
(besonders das Formätzen)
ein.
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Das hülsen-ähnliche Teil, aus dem der Stent geformt
wird, kann ein röhrenförmiger Körper, besonders
ein zylindrisches Rohr von kreisrundem Querschnitt sein. Die Hülse kann
jedoch mit einem Kernmaterial gefüllt werden. Der Kern kann die
Hülse während des
Entfernungsvorgangs stützen.
So kann die Verformung der Hülse
während
des Entfernungsvorgangs verhindert oder zumindest eingeschränkt werden,
außerdem
eine Beschädigung
der gegenüberliegenden
Seite der Hülse,
und zwar an der Stelle, wo die Bearbeitung der Hülse mit einem äußeren Schneidwerkzeug
beginnt. Der Kern kann aus einem Stab bestehen, der in die Hülse eingeschoben
werden kann. Der Kern und die Hülse
können
als einheitliches Teil ausgeformt werden, zum Beispiel durch Kaltziehtechnik.
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Obwohl der Entfernungsprozeß, auf den
vorstehend Bezug genommen wurde, zur Formung des Stents gemäß der Erfindung
bevorzugt wird, kann er auf andere Art und Weise geformt werden
zum Beispiel aus Draht mittels Schweißen. Der Stent könnte auch
aus Tafelmaterial gefertigt werden, das zu einem Rohr geformt wird
zum Beispiel durch Falzen und Schweißen.
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Die Wandstärke des Materials des Stents
ist vorzugsweise geringer als ungefähr 1,5 mm, günstiger
geringer als ungefähr
0,8 mm. Die Wandstärke
ist vorzugsweise mindestens ungefähr 0,1 mm, günstiger
mindestens ungefähr
0,2 mm.
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Die maximale Querschnittsgröße des Stents (Durchmesser,
falls der Stent einen kreisrunden Querschnitt aufweist) ist nicht
gößer als
ungefähr
40 mm, günstiger
nicht größer als
ungefähr
20 mm, im besonderen nicht größer als
ungefähr
10 mm. Sein minimaler Querschnittsdurchmesser beträgt vorzugsweise
mindestens ungefähr
0,5 mm, günstiger mindestens
ungefähr
1 mm.
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Der Stent gemäß der Erfindung wird in einem Lumen
angeordnet, wenn er sich in einer verformten Konfiguration befindet,
in die er transversal elastisch zusammengedrückt wurde. Er wird in dieser
Konfiguration durch einen Rückhalter
gehalten. Der Rückhalter
kann der Einfachheit halber ein Katheter sein. Der Stent kann durch
eine geeignete Ausstoßeinrichtung aus
dem Katheter an der gewünschten
Stelle in einem Lumen ausgebracht werden wie zum Beispiel durch
einen Draht, der in den Katheter eingeführt und in diesem entlang gedrückt wird.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnungen
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1 ist
eine Querschnittsdarstellung eines Stents in der Konfiguration vor
der Verformung zur Anordnung in einem Katheter, in dem er an eine
gewünschte
Stelle in einem Lumen ausgebracht werden kann.
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2 ist
eine Querschnittsdarstellung des in 1 gezeigten
Stents nach dessen Querverformung in eine Konfiguration, in der
er an eine gewünschte
Stelle in einem Lumen ausgebracht werden kann.
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3 demonstriert
das Spannungs-Dehnungs-Verhalten des in 1 und 2 gezeigten
Stents während
eines Belastungs- und Entlastunszyklusses.
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Beschreibung
der bevorzugten Ausführungsformen
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1 zeigt
einen Stent, der aus einer Legierung geformt wird, die im wesentlichen
aus 44at.% Ni, 47at.% Ti und 9at.% Nb besteht. Er wird aus einem
Rohr der Legierung geformt durch selektives Entfernen des Legierungsmaterials
zum Beispiel durch einen YAG-Laser-Schneider,
wobei eine offene Anordnung von drahtartigen Elementen 2 übrigbleibt, die
ein Muster aus rautenförmigen Öffnungen 4 bilden,
die entlang der Längsachse 6 des
Rohrs angeordnet sind. Die Öffnungen
liegen derart, daß die Querschnittsgröße des Rohrs
(das wäre
der Querschnittsdurchmesser, wenn es einen kreisrunden Querschnitt
aufweist) durch Veränderung
der Form der Öffnungen
vergrößert oder
verkleinert werden kann. Die Form wird verändert, indem die Winkel zwischen
den drahtartigen Elementen geändert
werden, praktisch durch das Abflachen oder das Öffnen der Rautenformen der Öffnungen.
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Das geschnittene Rohr wird behandelt,
um die Legierung durch einen Prozeß, der die oben beschriebenen
Schritte einschließlich
der Kaltbearbeitung von ungefähr
35% und des Glühens
bei ungefähr
400°C für ungefähr 10 Minuten
enthält,
mit gesteigerten elastischen Eigenschaften zu versehen. Daraus resultiert
ein Stent, der in der Lage ist, elastisch zu einer Dehnung von ungefähr bis zu
8,5% verformt werden kann, und dessen Af-Temperatur
bei ungefähr
30°C liegt.
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2 zeigt
den in 1 dargestellten
Stent nach dessen Zusammendrücken,
so daß dessen Durchmesser
reduziert ist. Die Reduzierung des Durchmessers ist von einer Änderung
in der Form der rauten-förmigen Öffnungen 4 begleitet,
so daß diese
auf dem Umfang abgeflacht und in einer Richtung parallel zu der
Achse 6 des Stents langgestreckt sind. Das Zusammendrücken ist
elastisch. Der Stent wird in einem Lumen eines menschlichen oder
tierischen Körpers
eingesetzt, während
er in der zusammengedrückten
Konfiguration gehalten wird zum Beispiel mittels eines Katheters,
in dem der Stent zum Zwecke der Einbringung angeordnet ist. Er kann durch
einen konischen Katheter zusammengedrückt werden, der in den Einbringungskatheter
führt (in
der Art eines Trichters). Nachdem der Stent in dem Einbringungskatheter
korrekt angeordnet ist, kann er an der gewünschten Stelle in dem Lumen
abgegeben werden. Er kann aus dem Einbringungskatheter durch einen
Schiebedraht unter Verwendung allgemein bekannter Techniken ausgebracht
werden.
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3 zeigt
das Verformungsverhalten des Stents gemäß der Erfindung. Sie zeigt,
wie die Spannung während
des Verformens eines Katheters sich mit der Dehnung verändert. Das
Verhalten wird bei einer festen Temperatur gezeigt, die, wenn sie
annähernd
gleich der Körpertemperatur
ist, welcher der Stent während
seines Einsatzes ausgesetzt ist, aufzeigt, wie ein Stent, nachdem
er in einem Lumen angeordnet ist, sich verformt. Im Normalfall wird
die anfängliche
Verformung des Stents aus der Konfiguration, die in 1 gezeigt wird, zu der Verformung hin, die
in 2 gezeigt wird, bei
Umgebungstemperatur durchgeführt,
was zu einer Belastungskurve führen könnte, die
sich leicht von der in 3 gezeigten
unterscheidet.
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Die Konfiguration des Stents, wie
er zugeschnitten ist, (wie in 1 dargestellt)
wird durch den Punkt A dargestellt, wo keine Dehnung vorliegt. Das Zusammendrücken des
Stents (zu der Konfiguration, die in 2 gezeigt
wird) wird durch die obere Kurve Richtung Punkt B verkörpert mit
einer Dehnung von ungefähr
6% und einer Spannung von ungefähr
800 MPa. Die Grenze der elastischen Rückverformung des Stents liegt
am Punkt C: bis zum Punkt C kann sich der Stent wenigstens ungefähr zu 90%
der ursprünglich
aufgebrachten Dehnung erholen und diese Dehnung ist dann schnell
erholbar. Die Verformung des Stents zu der Konfiguration, die bei
Punkt B dargestellt wird, kann zum Beispiel das Einführen in
einen Katheter kleiner Bohrung beinhalten, zum Beispiel von einem
Durchmesser von 8 mm bis zu einem Durchmesser von 3 mm. Die Freigabe
des Stents ohne jegliche Einspannung ermöglicht es diesem, sich in Richtung
seiner ursprünglichen
Konfiguration bei Punkt A entlang der unteren Kurve aufzuweiten.
In der Praxis ist die Erholung des Stents jedoch durch den Lumen
eingeschränkt,
in welchen der Stent eingebracht wurde, so daß der Stent eine Konfiguration
annimmt, die durch den Punkt D auf der unteren Kurve zwischen den
Punkten B und A dargestellt wird.
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Von Punkt D an wird die Kraft, die
von außen auf
das Lumen ausgeübt
wird, wenn dieses versucht, sich in Richtung Punkt A weiter zu erholen,
durch die Spannung auf der Y-Achse dargestellt, was dem Punkt D
entspricht: die Spannung bleibt im wesentlichen konstant auf einem
relativ niedrigen Niveau, wenn die Dehnung reduziert wird. Jedoch
beim Zusammendrücken
des Stents (wie zum Beispiel unter einer von außen beaufschlagten Kraft, in
dem Fall, wenn das Lumen dicht an der Oberfläche liegt) folgt der Stent
der gestrichelten Belastungskurve in Richtung der oberen Belastungskurve
letztendlich in Richtung Punkt B. Wenn die Dehnung zunimmt, steigt
die Spannung schnell, indem sie einen Widerstand gegen die Zusammendrückkraft
liefert, wie es erforderlich ist, um ein kontinuierliches Stützen des Lumens
zu schaffen, in dem der Stent positioniert ist.
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Die Hystereseschleife, die aus dem
Spannungs-Dehnungs-Verhalten, das in 3 gezeigt wird,
deutlich wird, weist eine große
Differenz zwischen der oberen Belastungskurve und der unteren Entlastungskurve
auf. Diese Differenz ermöglicht
es der Spannung bei kontinuierlicher Abnahme der Dehnung relativ
niedrig und konstant zu bleiben und den Widerstand gegen die Zusammendrückkraft
niedrig zu halten, wie oben diskutiert wurde. Die Differenz zwischen
den Spannungen auf der Belastungs- und der Entlastungskurve an den
entsprechenden Wendepunkten beträgt
ungefähr
400 MPa. Das Verhältnis zwischen
den genannten Spannungen ist ungefähr 3 : 1.