DE69633224T2

DE69633224T2 - Endovaskulärer Stent mit Verschlussring

Info

Publication number: DE69633224T2
Application number: DE69633224T
Authority: DE
Inventors: Leonard Pinchuk
Original assignee: Corvita Corp
Current assignee: Corvita Corp
Priority date: 1995-02-14
Filing date: 1996-02-12
Publication date: 2005-09-15
Anticipated expiration: 2016-02-13
Also published as: ATE274332T1; EP0812164B1; US5575818A; WO1996025124A1; EP0812164A4; EP0812164A1; DE69633224D1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf rohrförmige geflochtene Stents zur Verwendung in einem Körpergefäß. Insbesondere bezieht sich diese Erfindung auf rohrförmige geflochtene Stents mit endovaskulären Transplantaten zur Verwendung in Blutgefäßen.
2. Stand der Technik
Transluminale Prothesen sind im Gebiet der Medizin zur Implantation in Blutgefäße, Gallengänge oder andere ähnliche Organe des lebenden Körpers gut bekannt. Gewöhnlich sind diese Prothesen als Stents bekannt und werden zur Aufrechterhaltung, Öffnung oder Dehnung rohrförmiger Strukturen oder zum Abstützen rohrförmiger Strukturen, die anastomosieren, verwendet. Wenn biokompatible Materialien als eine Abdeckung oder Auskleidung für den Stent verwendet werden, werden die Prothesen ein Stenttransplantat oder endoluminales Transplantat genannt. Falls das Stenttransplantat spezifisch in Blutgefäßen verwendet wird, ist es als ein endovaskuläres Transplantat bekannt. Ein Stent kann dadurch in den Körper eingeführt werden, dass er zusammengedrückt oder gestreckt wird, bis sein Durchmesser ausreichend verringert ist, so dass er in einen Katheter eingeführt werden kann. Der Stent wird durch den Katheter zu der Einsatzstelle geliefert und daraufhin von dem Katheter freigegeben, woraufhin er sich von selbst ausdehnt. Das Zusammendrückungs- oder Ausdehnungsverhältnis und der radiale Druck der Stents können üblicherweise aus Geflechtgrundgleichungen bestimmt werden. Eine gründliche technische Diskussion der Geflechtgleichungen und der mechanischen Eigenschaften von Stents ist zu finden in Jedweb, M. R., und Clerc, C. O., "A Study of the Geometrical and Mechanical Properties of a Self-Expanding Metallic Stent – Theory and Experiment", Journal of Applied Biomaterials; Bd. 4, S. 77–85 (1993). Im Licht des Obigen wird offensichtlich, dass ein Stent bestimmte elastische und Kompressionsqualitäten besitzen muss.
In den 1, 1a, 2 und 2a des Standes der Technik ist hier ein typischer Stent des Standes der Technik gezeigt, wie er im US-Patent Nr. 4.655.771 an Wallsten oder im UK-Patent Nr. 1.205.743 an Didcott offenbart ist. Der typische Stent 10 besitzt einen rohrförmigen Körper, der aus Drahtelementen 12 zusammengesetzt ist, von denen jedes in einer schraubenförmigen Konfiguration um die Längsachse 14 des Stents 10 verläuft. Die Hälfte der Elemente 12 sind in einer Richtung gewunden, während die andere Hälfte in der entgegengesetzten Richtung gewunden sind. Bei dieser Konfiguration ist der Durchmesser des Stents durch axiale Bewegung der Enden 9, 11 des Stents änderbar. Die sich kreuzenden Elemente bilden typisch eine geflechtartige Konfiguration mit einem spezifischen Schrägwinkel PA und sind so beschaffen, dass der Durchmesser des Stents 10 wie in den 1 und 1a gezeigt normal ausgedehnt ist. Dem Schrägwinkel PA ist die Abstandslänge PL zugeordnet. Die Abstandslänge wird entlang der Längsachse 14 des Stents 10 gemessen und ist als die Strecke definiert, die es dauert, bis irgendein Drahtelement 12 des Stents 10 einen schraubenförmigen Zyklus vollendet. Als Beispiel, und wie in 1a des Standes der Technik veranschaulicht ist, beginnt das Drahtelement 32 des Stents 10 an dem Ende 11 des Stents 10 einen schraubenförmigen Zyklus und beendet ihn bei der Linie 34, was dem Stent 10 eine Abstandslänge PL gibt, die die entlang der Längsachse 14 zwischen dem Ende 11 des Stents 10 und der Linie 34 gemessene Strecke ist. Aus dem Obigen ist klar, dass die Abstandslänge PL des Stents für irgendeinen Stent des in 1a veranschaulichten Typs (für Schrägwinkel im Bereich von 0°–180°) immer eine inverse Funktion des Schrägwinkels PA des Stents ist. Dadurch, dass die Enden 11, 13 des Stents 10, wie durch die Pfeile 16, 18 in 2 gezeigt ist, voneinander weggezogen werden, kann der Durchmesser zusammengedrückt werden. Wenn die Enden des Körpers freigegeben werden, dehnt sich der Durchmesser des Stents 10 von selbst aus und zieht die Enden 11, 13 des Stents näher zueinander. Der Grad, in dem der Durchmesser zusammengezogen werden kann, hängt von dem Schrägwinkel PA der sich kreuzenden Elemente ab. Obgleich die Stent-Entwürfe von Wallsten und Didcott viele Verbesserungen gegenüber dem Stand der Technik bieten, enthalten sie immer noch mehrere im Folgenden ausführlich diskutierte Nachteile.
Anhand der 3a, 3b, 3c und 3d des Standes der Technik sind die Entwurfsunterschiede zwischen den Stents von Wallsten und Didcott gezeigt. Das Wallsten- Patent offenbart einen (hier in den 3a und 3c gezeigten) Stent 300a mit sich kreuzenden Elementen, die einen Schrägwinkel 301a im Bereich von 90° bis 160° bilden. Der Vorteil dieser höheren Schrägwinkel ist, dass sie in dem gesamten Stent zu einer höheren Radialkraft führen. Die Radialkraft ist als das Maß der nach außen gerichteten Kraft definiert, die der Stent auf das Gefäß ausübt, in das er eingesetzt ist. Falls z. B. ein Wallsten-Stent aus sechsunddreißig Strängen eines Drahts mit einem Durchmesser von 0,23 mm (0,009''), mit einem Elastizitätsmodul (Y = Zugspannung/Längsbelastung) von 2,07 Mbar (30 Mpsi), einem Schubmodul von 0,93 Mbar (12 Mpsi) und einer Fließfestigkeit von 24,82 kbar (360 kpsi) hergestellt ist, beträgt die Radialkraft nach außen gemäß Standardgeflechtgleichungen vollständig zusammengedrückt etwa 30.000 Pascal.
Ein weiterer in Stents mit höherem Schrägwinkel inhärenter Vorteil ist, dass die Enden eines Stents mit hohem Schrägwinkel nicht dazu neigen, sich zusammenzuziehen, wenn sie in kurzen Aneurysmen-Hälsen angeordnet sind. Insbesondere ist ein Aneurysma ein Blutgefäß, das einer dauerhafte Dehnung ausgesetzt ist, die üblicherweise durch eine Schwächung der Gefäßwand verursacht ist. Ein Aneurysma nimmt typisch eine sackartige Form mit einem Eintrittshals und einem Austrittshals an, die mit anderen Nicht-Aneurysmen-Blutgefäßen verbunden sind. Wenn ein Stent wie in den 3c und 3d veranschaulicht in einem Aneurysma 350 in der Nähe einer Nierenarterie 398 angeordnet ist, nimmt der Stent je nach seinem Geflechtschrägwinkel und seiner Geflechtabstandslänge, d. h. seiner "Periodizität", eine von zwei verschiedenen Konfigurationen an. Wenn ein Stent 300a mit hohem Schrägwinkel (der umgekehrt eine kurze Abstandslänge besitzt), wie etwa in 3c zu sehen ist, in einem Aneurysma 350 angeordnet ist, dehnt er sich von einem Ende 302a zu dem anderen 304a gleichmäßig aus. Im Ergebnis ist der Stent 300a an seiner Stelle verriegelt, wobei die Hälse 352, 354 des Aneurysmas 350 durch die einen Druck ausübenden Enden 302a, 304a des Stents 300a offen gehalten werden. Insbesondere sind die Enden 302a, 304a des Stents 300a von der Längsachse 326 weg gerichtet, d. h. konisch erweitert, und helfen somit, den Stent 300a an den Hälsen 352, 354 des Aneurysmus-Gefäßes 350 zu befestigen. Es wird dann verhindert, dass sich der befestigte Stent 300a entlang des Gefäßes bewegt, wo er potenziell Seitengefäße verschließen oder sogar die Gefäßwand durchlochen könnte. Es kann mathematisch gezeigt werden, dass die Abstandslänge des Stents kleiner als der Durchmesser des Aneurysmus-Halses sein sollte, d. h. eine gewünschte Periodizitätswirkung zeigen sollte, damit ein Stent gleichmäßig in einem Aneurysmus-Hals sitzt. Im Allgemeinen erfordert diese Anforderung häufig, dass der Schrägwinkel des Stents größer als 160° ist.
Allerdings leidet der Wallsten-Stent mit dem größeren Schrägwinkel an mehreren Nachteilen. Wegen des hohen Schrägwinkels und der zugeordneten Radialkraft unterliegt der Wallsten-Stent beim radialen Zusammendrücken einer großen axialen Dehnung. Zum Beispiel ist ein Wallsten-Stent mit einem Schrägwinkel von 160° beim Zusammendrücken auf 82% des Durchmessers einer Dehnung von 467% ausgesetzt. Mit anderen Worten, um einen 10 cm langen Stent des Wallsten-Entwurfs mit einem Durchmesser von 25 mm in einem Katheter mit einem Innendurchmesser von 4,5 mm in einem 25-mm-Gefäß anzuordnen, müsste der Katheter eine Länge von 0,5 Metern haben. Die Anordnung eines Stents mit dieser gewaltigen Dehnung und Radialkraft ist aus mehreren Gründen sehr schwierig. Zunächst müsste der Stent über eine sehr lange Strecke aus dem Katheter geschoben werden, was im Licht der erhöhten Reibungskräfte und verschiedener gebogener Abschnitte, die in dem Katheter festgestellt werden, während er einen kurvenreichen Weg durchläuft, äußerst schwierig sein kann. Zweitens schrumpft die Länge des Stens erheblich, während sich sein Durchmesser ausdehnt, was es erschwert, ihn genau in einem Gefäß anzuordnen. Die Bedeutung der äußersten Genauigkeit beim Anordnen eines endovaskulären Transplantats ist dem Fachmann auf dem Gebiet klar. Zum Beispiel kann sich in einer Aneurysmen-Gefäßerkrankung wie etwa der, die in der Bauchschlagader festgestellt wird, wo die Strecke zwischen den Nierenarterien und dem Aneurysma recht kurz (kleiner als 3 cm) ist, das falsche Anbringen eines endovaskulären Transplantats über den Nierenarterien als tödlich erweisen. Ähnlich kann sich das falsche Anbringen der Stentöffnungen in dem Aneurysma ebenfalls als nachteilig erweisen. Ein weiterer Nachteil des Wallsten-Entwurfs ist, dass sich das Beschichtungsmaterial, das die Transplantatkomponente des endovaskulären Transplantats liefert, mit dem Stent auf das Mehrfache (z. B. auf das 4- bis 5-fache) seiner normalen Länge verlängern können muss. Es gibt wenige Transplantatmaterialien, die einer Verlängerung in diesem Umfang ausgesetzt sein können, ohne zu reißen. Um die Anordnung in dem Körper zu erleichtern und die oben erwähnten Probleme zu minimieren, haben in der Praxis praktisch alle gemäß Wallsten hergestellten Stents einfach einen Winkel von weniger als 120°. Ein nochmals weiterer Nachteil des Wallsten-Entwurfs ist, dass beim Überbrücken von Aneurysmen mit endoluminalen Transplantaten der Längsdruck wichtig ist, um das Transplantat in die Hälse des Aneurysmas zu setzen. Allerdings liefern Stents mit einem hohen Schrägwinkel wie etwa bei Wallsten keine großen Längsdrücke.
Andererseits hat der Didcott-Stent 300b hier in den 3b und 3d veranschaulicht) nicht das dem Wallsten-Stent zugeordnete übermäßige Dehnungs/Zusammenziehungs-Verhältnis. Wegen des vorgeschlagenen spitzen Schrägwinkels 301b, der dem Didcott-Stent zugeordnet ist, besitzt der Didcott-Stent den Vorteil, dass er lediglich einer verhältnismäßig kleinen axialen Dehnung ausgesetzt ist, wenn er zur Einführung durch ein Katheter zusammengezogen wird. Zum Beispiel zieht sich der Didcott-Stent für einen Stent mit dem gleichen Entwurf und mit den gleichen Abmessungen wie der obige Wallsten-Stent, der aber mit einem Schrägwinkel von 90° hergestellt ist, von einem Durchmesser von 25 mm auf eine Passform in einem Katheter mit einem Innendurchmesser von etwa 4,5 mm bei einer resultierenden axialen Dehnung von nur 4 cm zusammen. Somit ist der Stent bei einer Durchmesserzusammenziehung von 82% lediglich einer 40%igen Dehnung ausgesetzt. Allerdings gehört zu dem Vorteil der kleineren Dehnung der Nachteil, dass eine erheblich schwächere Radialkraft als beim Wallsten-Stent erzeugt wird. Für dieselben sechsunddreißig Stränge eines oben beschriebenen Drahts mit einem Durchmesser von 0,23 mm (0,009'') besitzt der Didcott-Stent vollständig zusammengedrückt eine Radialkraft von nur 8.000 Pascal.
Da die Enddrähte des Stents 300b mehr zur Längsachse des Stents mit einer leichten konischen Erweiterung 306b nach außen zulaufen, ist ein weiterer Nachteil des Didcott-Stent-Entwurfs mit niedrigem Schrägwinkel, dass die Enden 302b, 304b des Stents 300b stärker dazu neigen, die Arterienwand einer Arterie zu durchlochen, in die der Stent eingesetzt ist. Die Hydraulikkraft des durchgehenden Blutflusses neigt bei einer solchen Anordnung dazu, den Stent stromabwärts zu drängen, wobei die scharfen Enden der Stentdrähte in die Blutgefäßwand geschoben werden. Falls genug Draht in die Gefäßwand gedrängt wird, kann die Wand durchlocht werden. Ein nochmals weiterer Nachteil des Didcott-Entwurfs bezieht sich darauf, wenn der Stent in einem Aneurysma mit einem kurzen Hals angeordnet ist. Wegen der Periodizität bei Didcott, d. h. einem niedrigen Schrägwinkel und einer großen Abstandslänge, neigt der Didcott-Stent unerwünscht dazu, sich in dem Aneurysmus-Hals zu schließen.
Alle Stents des Standes der Technik einschließlich sowohl des Didcott- als auch des Wallsten-Stents haben zusätzliche Nachteile gemeinsam. Die Radiallast oder -kraft (die Radiallast ist proportional zu dem Radialdruck, der ein Maß der nach außen gerichteten Kraft ist, die der Stent auf ein Gefäß ausübt, in das er eingesetzt ist) in der Mitte des Stents ist bei Stents des Standes der Technik, die im Wesentlichen alle homogene Schrägwinkel haben, immer größer als die Radialkraft oder -last an den Enden des Stents. Diese Ungleichheit ist durch die Tatsache bedingt, dass die Stentdrähte in der Mitte des Stents auf beiden Seiten abgestützt sind, während die Drähte am Ende des Stents lediglich eine Seite zur Abstützung haben. Zum Beispiel hat ein Stent, der aus 36 Drähten aus 0,23-mm-Elgiloy (0,009''-Elgiloy) hergestellt ist, die in einem homogenen Schrägwinkel von 75° und mit einem Durchmesser von 25 mm geflochten sind, bei einer Zusammendrückung von 50 Prozent eine Radiallast in der Mitte des Stents von 0,28 kg (0,62 lb) und an den Enden des Stents von 0,06 kg (0,14 lb). Diese Diskrepanz der Radialkraft kann veranlassen, dass der Stent in einem Gefäß eine Zigarren- oder Football-artige Form annimmt. Insbesondere in Gefäßen mit kleinem Durchmesser, wo irgendeine Änderung der Querschnittsfläche sehr wichtig ist, kann die folgende Zusammenziehung der Enden des Stents nachfolgend zum Verschluss des Stents führen. Außerdem kann ein Stent bei der Behandlung eines Aneurysmas nicht durch seinen Körperabschnitt an den Wänden eines Gefäßes verankert werden, da die Gefäßwände entweder beschädigt und dünn sind oder fehlen. Im Licht der oben beschriebenen Diskrepanz der Radialkraft und der resultierenden zigarrenförmigen Form des Stents ist die Verankerung an den Enden gleichfalls nicht praktikabel. Somit können die Stents des Standes der Technik in jenen Situationen, in denen der Stent in einer besonderen Stellung verriegelt werden muss, nicht vorteilhaft verwendet werden und können die Wände des Körperhohlraums, in den der Stent eingeführt ist, kein Verankerungsmittel liefern.
US 5064435 , die als die Grundlage für den Oberbegriff von Anspruch 1 verwendet wird, offenbart einen in den Körper implantierbaren Stent, der aus zwei oder mehr allgemeinen rohrförmigen, koaxialen und gleitfähig verbundenen Stentsegmenten besteht. Jedes der Stentsegmente besteht aus einer offenen Webkonstruktion, die aus mehrfach geflochtenen, schraubenförmig gewickelten Strängen aus elastischem Material gebildet ist. Wenn der Stent eingesetzt wird, wird er elastisch zu einem verringerten Radius verformt. Wenn der Stent nach dem Positionieren freigegeben wird, dehnt er sich von selbst radial in Kontakt mit einem Gewebewandsegment, das ein Blutgefäß oder einen anderen Körperhohlraum definiert, aus. Da sich jedes Stentsegment radial ausdehnt, zieht es sich in der axialen Richtung zusammen. Um trotz der axialen Zusammenziehung der Segmente eine konsistente Länge des Stents zu erhalten, können die axial nach außen gerichteten und sich nicht überlappenden Abschnitte des Stents zur sicheren Befestigung an dem Gewebewandsegment z. B. als radial nach außen gerichtete konische Erweiterungen entworfen sein. Dementsprechend tritt dort, wo sich benachbarte Stentsegmente überlappen, eine axiale Zusammenziehung als eine Verringerung der Länge der Mittelgebiete auf. Alternative Zugänge zur Aufrechterhaltung der axialen Länge enthalten die Hinzufügung von Verstärkungsfilamenten in der Nähe der gegenüberliegenden Enden des Stents zur Erhöhung der Rückstellkraft, das Vorsehen von Befestigungshaken an den gegenüberliegenden Enden des Stents und das Befestigen eines lang gestreckten, axial gerichteten, biegsamen und nicht dehnbaren Drahts an den gegenüberliegenden Enden des Stents.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Somit ist es eine Aufgabe der Erfindung, einen Stent oder ein endovaskuläres Transplantat mit einer niedrigen Längsdehnung und einem hohen Radialdruck zu schaffen.
Außerdem ist es eine Aufgabe der Erfindung, einen Stent oder ein endovaskuläres Transplantat mit einem Endradialdruck zu schaffen, der gleich dem oder größer als der mittlere Radialdruck ist.
Ferner ist es eine Aufgabe der Erfindung, einen Stent oder ein endovaskuläres Transplantat mit einem Ende zu schaffen, das an den Wänden des Körperlumens verankert werden kann.
Es ist eine andere Aufgabe der Erfindung, einen Stent oder ein endovaskuläres Transplantat mit Enden zu schaffen, die in einem verkalkten Lumen offen bleiben können.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, einen Stent oder ein endovaskuläres Transplantat zu schaffen, der bzw. das die Wände eines Körperlumens nicht durchlocht.
Eine andere Aufgabe der Erfindung ist es, einen Stent oder ein endovaskuläres Transplantat zu schaffen, der bzw. das selbst dann eine Zylinderform aufrechterhält, wenn das Gefäß, in dem er bzw. es angeordnet ist, der Einschnürung unterliegt.
Eine nochmals andere Aufgabe der Erfindung ist es, einen Stent oder ein endovaskuläres Transplantat zu schaffen, der bzw. das gleichzeitig einen großen Längs- und Radialdruck erzeugt.
Gemäß der vorliegenden Erfindung werden diese Aufgaben durch einen Stent mit den in Anspruch 1 genannten Eigenschaften gelöst.
Gemäß der Erfindung wird ein geflochtener Stent, vorzugsweise mit einer Beschichtung aus einem porösen Material zum Bilden eines endovaskulären Transplantats, geschaffen. Der Stent ist primär von einer geflochtenen Struktur des Didcott-Entwurfs mit einem Schrägwinkel von weniger als oder gleich 90°, vorzugsweise 70° bis 90°. Allerdings besitzt zumindest ein Endabschnitt des Stents einen Klemmring, der ein verhältnismäßig kurzes Geflechtsegment mit einem sehr stumpfen Schrägwinkel umfasst. Der Durchmesser des Klemmrings ist vorzugsweise gleich dem oder größer als der Durchmesser des Hauptkörperabschnitts des Stents. Im Ergebnis seines höheren Schrägwinkels besitzt der Klemmring eine größere Radialkraft als der Rest des Stents.
In einer bevorzugten Ausführungsform enthält der Klemmringabschnitt des Stents ferner einen erhabenen Ort der Drähte, die als ein Widerhaken wirken. Der Widerhaken schafft eine zusätzliche Festigkeit und Schärfe für den Klemmring, wenn er zum Verankern des Transplantats in einem Blutgefäß verwendet wird. Zusätzliche bevorzugte Aspekte des Stents enthalten: das Versehen des Klemmringabschnitts mit einem Schrägwinkel zwischen 140° und 180°; das Vorsehen eines Längenverhältnisses zwischen dem Körperabschnitt des Stents und dem Klemmringabschnitt von zwischen zwei zu eins und neun zu eins; und das Vorsehen des Klemmringabschnitts mit einem Durchmesser, der zumindest gleich dem und bis zu zwei Mal größer als der Durchmesser des Körperabschnitts des Stents ist.
Um ein endovaskuläres Transplantat zu schaffen, ist der Stent mit einem porösen biokompatiblen Material beschichtet oder ausgekleidet, das über die gesamte Länge des Stents das Einwachsen von Gewebe ermöglicht. Bevorzugte Beschichtungsmaterialien enthalten Polyurethan, Faser-Polyurethan, ein Faser-Polycarbonat-Urethan, ein Faser-Polyolefin, mit Silikon beschichtetes Polyurethan, Faser-Silikon und verschiedene Kombinationen der Obigen. Außerdem sind jene Materialien enthalten, die durch Sprühtechniken, Phasenumkehr, elektrostatisches Spinnen oder Partikeleluierung porös gemacht worden sind und die ebenfalls biologisch abbaubar oder mit Arzneimitteln gefüllt sein können.
Die bevorzugte Beschichtung kann dadurch aufgetragen werden, dass sie unter einem mit dem Schrägwinkel des Stents zusammenfallenden Winkel gesponnen wird. Um die richtige Zusammenziehung des Stents oder axiale Dehnung zu ermöglichen, ist es wichtig, den Beschichtungswinkel sowohl an den Winkel des Körperabschnitts des Stents als auch an den der Klemmringenden des Stents anzupassen. Daraufhin kann die Beschichtung auf viele verschiedene Weise mit dem Stent verbunden werden. Zum Beispiel kann zunächst auf einem Dorn eine innere Auskleidung oder Beschichtung gesponnen werden, wonach ein mit einer Haftsubstanz bedeckter Stent an der Auskleidung heruntergezogen wird und daraufhin das Klebemittel ausgehärtet oder getrocknet wird. Alternativ kann der Stent zuerst über der Auskleidung angeordnet und weiteres Beschichtungsmaterial über den Stent gesponnen werden. Daraufhin kann die Beschichtung, während sie nass ist, durch die Zwischenräume des Stents gepresst werden und mit der darunter liegenden Beschichtung verbunden werden, wodurch der Stent erfasst wird. Eine weitere Alternative ist es, den Stent auf einem Dorn anzuordnen, über den Stent eine dünne Beschichtung aus Polyurethanlack oder einem anderen Klebemittel wie etwa Silikongummi oder Epoxidharz und dergleichen zu sprühen oder zu stopfen und daraufhin die Beschichtung über den Lack zu spinnen, der daraufhin die Beschichtung mit dem Stent verbindet, wenn der Lack oder das Klebemittel trocknet oder ausgehärtet wird.
Weitere Aufgaben und Vorteile der Erfindung werden für den Fachmann auf dem Gebiet mit Bezug auf die ausführliche Beschreibung in Verbindung mit den gegebenen Figuren offensichtlich.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG
1 ist eine gebrochene Seitenaufrissansicht eines Stents des Standes der Technik, der in einer entlasteten Stellung gedehnt ist;
1a ist eine Querschnittsansicht längs der Linie 1A-1A aus 1;
2 ist eine gebrochene Seitenaufrissansicht eines gestreckten und zusammengezogenen Stents des Standes der Technik;
2a ist eine Querschnittsansicht längs der Linie 2A-2A aus 2;
3a ist eine gebrochene Seitenansicht eines gedehnten Stents des Standes der Technik gemäß dem Wallsten-Entwurf;
3b ist eine gebrochene Seitenansicht eines gedehnten Stents des Standes der Technik gemäß dem Didcott-Entwurf;
3c ist eine Seitenansicht eines gedehnten Stents des Standes der Technik gemäß dem Wallsten-Entwurf, wenn er in einem Blutgefäß-Aneurysma angeordnet ist;
3d ist eine Seitenansicht eines gedehnten Stents des Standes der Technik gemäß dem Didcott-Entwurf, wenn er in einem Blutgefäß-Aneurysma angeordnet ist;
4 ist eine gebrochene Seitenaufrissansicht einer ersten Ausführungsform des Stents gemäß der Erfindung;
5 ist eine Seitenaufrissansicht einer zweiten Ausführungsform des Stents gemäß der Erfindung;
6 ist eine Seitenaufrissansicht einer dritten Ausführungsform des Stents gemäß der Erfindung;
7 ist eine Seitenaufrissansicht einer vierten Ausführungsform des Stents gemäß der Erfindung;
8a–8c sind Seitenaufrissansichten des Stents der Erfindung während ver schiedener Herstellungsschritte.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Übergehend zu 4 ist eine erste Ausführungsform des endovaskulären Stents 400 der Erfindung gezeigt. Der Stent 400 enthält eine Vielzahl kreuzweise schraubenförmig gewickelter Drahtelemente 408, die einen rohrförmigen Körperabschnitt 403 mit einem ersten und mit einem zweiten Ende 402, 404 definieren. Die sich kreuzenden Drahtelemente 408 des Körperabschnitts 403 bilden einen Körperschrägwinkel 401, der vorzugsweise kleiner oder gleich 90° ist und vorzugsweise im Bereich von 70° bis 90° liegt. An dem zweiten Ende 404 bilden die sich kreuzenden Elemente 408 einen zweiten Endschrägwinkel 412, der typisch größer als 90° ist und vorzugsweise im Bereich von 140° bis 180° liegt und zu einem Klemmring 414 führt. Der Klemmring 414 besitzt einen größeren Schrägwinkel als der Körperabschnitt 403 und eine Radialkraft, die die des Körperabschnitts 403 des Stents 400 überschreitet. Vorzugsweise liegt das Verhältnis der Länge des Körperabschnitts 403 zur Länge des Klemmringabschnitts 414 in der Größenordnung von neun zu eins. Falls der Stent 400 z. B. so konstruiert ist, dass er eine Länge von 10 cm und einen Durchmesser von 25,00 mm hat, ist der Körperabschnitt 403 des Stents 400 vorzugsweise etwa 9,00 cm lang und ist der Klemmringabschnitt 414 etwa 1,00 cm lang. Wenn der Körperabschnitt 403 einen Schrägwinkel 401 von 90° erhält und der Klemmring 414 einen Schrägwinkel 412 von 160° erhält, dehnt sich der Stent 400 um zusätzliche 5,40 cm aus, wenn der Durchmesser des Stents auf 4 mm vollständig zusammengezogen wird, was lediglich eine 54%ige Dehnung der Länge des Stents 400 repräsentiert. Im selben Beispiel besitzt der Klemmring 414 vollständig zusammengedrückt einen nach außen gerichteten Radialdruck von 30.000 Pascal und einen mittleren Radialdruck von 9.500 Pascal. Da diese Geflechtkonstruktion einen verhältnismäßig kurzen Katheter fordert, ermöglicht sie, dass der Stent 400 verhältnismäßig leicht in einem Körperhohlraum angeordnet wird. Außerdem kann der Stent 400 wegen des Entwurfs mit einer Änderung des Schrägwinkels durch den Klemmring 414 fest an der Wand eines (nicht gezeigten) Gefäßes verankert werden. Da der Klemmring 414 des Stents 400 einen Schrägwinkel von etwa 160° besitzt, ist klar, dass der Stent 400 vorteilhaft in einem Aneurysma eingesetzt werden kann, da sich der Klemmring 414 innerhalb des Halses des Aneurysmas in einer gewünschten Weise an seiner Stelle verriegelt. Da der Körperabschnitt 403 des Stents einen Schrägwinkel von etwa 90° besitzt, werden außerdem die gewünschten Längskräfte erhalten, die weiter helfen, den Stent in die Hälse des Aneurysmas zu setzen.
Nunmehr anhand von 5 ist eine zweite Ausführungsform eines endovaskulären Stents 500 der Erfindung gezeigt. Der Stent 500 ist im Wesentlichen ähnlich dem in 4 gezeigten Stent 400 und enthält allgemein einen Körperabschnitt 503 mit einem Körperdurchmesser Db und einen Klemmring 514 mit einem Klemmringdurchmesser Dlr. Anders als in der ersten Ausführungsform ist der Klemmringdurchmesser Dlr aber größer als der Durchmesser des Körperabschnitts Db. Das bevorzugte Verhältnis des Klemmringdurchmessers zum Körperdurchmesser (Dlr/Db) liegt zwischen 1 und 2 und am meisten bevorzugt zwischen 1,0 und 1,3. Der Vorteil des größeren Klemmringdurchmessers ist, dass er einen sichereren Anker und einen trichterähnlichen Eintritt in das endoluminale Transplantat erzeugt.
Nunmehr übergehend zu 6 ist eine dritte bevorzugte Ausführungsform eines endovaskulären Stents 600 der Erfindung gezeigt. Der Stent 600 ist im Wesentlichen ähnlich dem anhand von 5 beschriebenen Stent 500, enthält aber außer dem ersten Klemmring 614 an dem zweiten Ende 604 ferner einen zweiten Klemmring 616 an dem ersten Ende 602 des Stents 600. Vorzugsweise ist der Durchmesser Dlr2 des zweiten Klemmrings 616 gleich dem Durchmesser Dlr des ersten Klemmrings 614, wobei das bevorzugte Verhältnis der Klemmringdurchmesser Dlr, Dlr2 zu dem Körperdurchmesser Db zwischen 1 und 2 und am meisten bevorzugt zwischen 1,0 und 1,3 liegt. Wenn der Stent 600 mit einer biokompatiblen Beschichtung versehen ist, um ein endovaskuläres Transplantat zu bilden, hilft die Anwesenheit der zwei erhöhten Klemmringe 614, 616, das Transplantat in das Blutgefäß zu setzen und abzudichten. Diese Ausführungsform besitzt gegenüber den oben beschriebenen Stents mit einem Klemmring der ersten und der zweiten Ausführungsform (siehe 4 und 5) einen Vorteil dadurch, dass sie in Anwesenheit von verkalktem Belag verwendet werden kann, der aus dem Lumen des Blutgefäßes vorsteht und ansonsten verhindern würde, dass sich ein endovaskuläres Transplantat mit lediglich einem Klemmring vollständig öffnet. Ein zweiter Vorteil der Abdichtung beider Enden des endovaskulären Transplantats mit den Gefäßwänden ist, dass es sicherstellt, dass beide Enden des endovaskulären Transplantats weit geöffnet bleiben.
In 7 ist eine vierte Ausführungsform des endovaskulären Stents 700 der Erfindung zu sehen. Abgesehen davon, dass der Klemmring 714 der vorliegenden Ausführungsform 700 am Ort des Klemmrings 714 ferner einen erhabenen Ort von Drähten 718 enthält, der als ein Widerhaken wirkt, ist der Stent 700 im Wesentlichen ähnlich dem anhand von 5 beschriebenen Stent 500. Die Hinzufügung des Widerhakens 718 zu dem Klemmring 714 schafft eine leichtere und bessere Verankerung des Stents sowie eine größere Verankerungsfestigkeit. Im Wesentlichen gräbt sich der Widerhaken 718 in die Wand einer Arterie ein, in die der Stent 700 eingesetzt ist, und bildet einen sicheren Abdichtungs- und Verankerungsmechanismus. Obgleich hier gezeigt ist, dass der Klemmring 714 mit dem Widerhaken 718 einen größeren Durchmesser als der Körperabschnitt 703 des Stents hat, können die Durchmesser auf Wunsch im Wesentlichen gleich gemacht werden.
Durch Beschichtung oder Auskleidung des Stents mit einem porösen biokompatiblen Material, das das Einwachsen von Gewebe über die gesamte Länge des Stents ermöglicht, kann jede der oben beschriebenen Ausführungsformen der Erfindung zu endovaskulären Transplantaten gemacht werden. Bevorzugte Beschichtungsmaterialien enthalten Polyurethan, Faser-Polyurethan, wie es im US-Patent Nr. 4.475.972 an Wong beschrieben ist, Faser-Polycarbonat-Urethan, wie es in den US-Patenten Nr. 5.133.742 und Nr. 5.229.431 an Pinchuk beschrieben ist, oder mit Silikon beschichtetes Polyurethan, wie es im Patent Nr. 4.851.009 an Pinchuk beschrieben ist. Weitere Materialien wie etwa Faser-Silikongummi oder Polyurethan-Silikon und Silikongummi, die durch Sprühtechniken, Phasenumkehr, elektrostatisches Spinnen oder Partikeleluierung porös gemacht worden ist, können zur Erzeugung dieser Beschichtungen ebenfalls verwendet werden.
Außerdem ist klar, dass die Beschichtungen an dem Stent oder der Stent selbst dazu verwendet werden können, Arzneimittel wie etwa Antikoagulansen, Thrombolytika, Steroide usw. oder andere Substanzen wie etwa radioaktive Isotope, photochemisch wirksame Strahlung oder monoklonale Antikörper und dergleichen an die Einsatzstelle zu liefern. Dadurch, dass diese Arzneimittel oder anderen Substanzen die Blutgerinnung beeinträchtigen, können sie eine Thrombose verringern. Außerdem können sie ein besseres Einwachsen des natürlichen Gewebes erzeugen oder die Wucherung glatter Muskelzellen verringern und die neointimale Hyperplasie verringern. Außerdem kann erkannt werden, dass diese Vorrichtungen mit Zellen wie etwa Endothelzellen oder mit genmanipulierten Zellen und dergleichen besiedelt werden können, um die Thrombose und die neointimale Hyperplasie zu begrenzen und die Biokompatibilität des Systems allgemein zu erhöhen.
Ähnlich können die Oberflächen dieser Vorrichtungen mit durchnässenden Chemien wie etwa Fibronektin, Laminum, Glykoaminopolysacchariden oder anderen Proteinen und dergleichen beschichtet sein, um Zellen und zellulare Substanzen anzuziehen und zu befestigen (anzuhaften), die die Blutverträglichkeit der Vorrichtung weiter verbessern können. Außerdem können der Stent oder die Beschichtung hochporös gehalten werden, wie es durch das Spinnen von Fasern erzeugt wird, oder kann die Porosität erheblich verringert sein, um etwas lecksichere Beschichtungen oder mikroporöse Beschichtungen zu erzeugen. Solche lecksicheren Beschichtungen können durch Imprägnieren der Beschichtung mit Gelatine, Collagen, Albumin, Hydrogelen und dergleichen und daraufhin ihr wesentliches Vernetzen mit Vernetzern wie etwa Formaldehyd, Glutaraldehyd, Polyglycidylethern und dergleichen erreicht werden, wie sie normalerweise im Gebiet für diese Zwecke verwendet werden. Außerdem können die Beschichtungen aus biologisch abbaubaren Substanzen wie etwa Polylactid, Polyglycolid, Polyether- oder Polyesterurethanen, Polyanhydriden, Gelatine, Albumin, Collagen, Chitin, Zellulose usw. hergestellt werden, die schließlich durch den Körper absorbiert und durch natürliches Gewebe ersetzt werden. Dadurch, dass die Stentbeschichtungen wie etwa durch Anbringen von biologischem Gewebe aus Arterien und Venen oder von der Facia oder aus dem Herzbeutel direkt durch natürliches Gewebe ersetzt werden, kann eine verbesserte Biokompatibilität erzeugt werden. Außerdem kann der Stent für eine Zeit, die ausreicht, damit das biologische Hostgewebe in den Stent einwächst, eine Zeit lang in Tiere implantiert werden, wie im Gebiet als die "Sparks-Mandril"-Technologie gut bekannt ist. Daraufhin wird der Stent mit dem eingewachsenen Gewebe geerntet, vernetzt, um ihn nicht immunogen zu machen, und mit diesen vernetzten Gewebebeschichtungen in den Patienten implantiert.
Wenn ein Beschichtungstyp ausgewählt worden ist, wird er vorzugsweise auf eine spezifische Weise aufgetragen. Insbesondere wird die Beschichtung vorzugsweise unter einem Winkel gesponnen, der mit dem Schrägwinkel des Stents zusammenfällt, wobei der Beschichtungswinkel sowohl an den Winkel des Körperab schnitts des Stents als auch an den Winkel der Klemmringenden des Stents angepasst ist. Da eine Beschichtung lediglich des Körpers des Stents einen Leckverlust von Blut ins Äußere des Stents zulassen kann, wenn er in einem Blutgefäß eingesetzt ist, wird es üblicherweise bevorzugt, den gesamten Stent zu beschichten.
Die Beschichtung kann durch die Verwendung vieler verschiedener Verfahren mit dem Stent verbunden werden. Beispielsweise kann zunächst eine innere Auskleidung oder Beschichtung auf einem Dorn gesponnen werden, wonach ein mit einer anhaftenden Substanz bedeckter Stent an der Auskleidung heruntergezogen wird und daraufhin das Klebemittel ausgehärtet, geschmolzen und verfestigt oder getrocknet wird. Alternativ kann der Stent zuerst über der Auskleidung angeordnet werden und weiteres Beschichtungsmaterial über den Stent gesponnen werden. Während die Beschichtung nass ist, kann sie durch die Zwischenräume des Stents gepresst und mit der darunter liegenden Beschichtung verbunden werden, wodurch sie an dem Stent befestigt wird. Eine weitere Alternative ist es, den Stent auf einem Dorn anzuordnen, über dem Stent eine dünne Beschichtung aus Polyurethanlack aufzutragen (z. B. Sprühen, Tauchen, Stopfen usw.) und daraufhin die Beschichtung über den Lack zu spinnen, so dass sie sich mit dem Stent verbindet, wenn der Lack trocknet. In einer nochmals weiteren Alternative kann der Stent selbst wiederholt dadurch beschichtet werden, dass er in einen Lack getaucht wird, um unter Verwendung von Partikeleluierungs- und Phasenumkehrtechniken eine poröse Membran aufzubauen.
Nunmehr zu den 8a–8c übergehend ist ein Verfahren zur Herstellung eines Stents mit einem Klemmring und einem Widerhaken gezeigt. Durch Flechten z. B. von sechsunddreißig Drähten eines Elgiloy-Drahts mit einem Durchmesser von 0,23 mm (0,009'') auf einem (nicht gezeigten) 3,2-cm-Dorn (1,25''-Dorn) mit einem Schrägwinkel von 110° wird ein Geflecht 800 gebildet. Daraufhin wird das Geflecht 800 von dem Dorn entnommen, wobei das natürliche Zurückschnappen des Geflechts veranlasst, dass es sich verkürzt und auf einen Durchmesser von etwa 3,81 cm (1,5'') ausdehnt, wobei der Schrägwinkel 801 wie in 8a gezeigt natürlich auf zwischen 150° und 180° zunimmt. Das Obige ist eine natürliche Tendenz für Geflechte, die Federstahl umfassen und nicht auf dem Dorn wärmebehandelt werden. Daraufhin wird das Geflecht 800 an einem Ende heruntergezogen und durch eine Endöffnung 884 eines Rohrs 886 eingeführt und aus dem anderen Ende 888 des Rohrs 886 herausgeführt. Das Rohr 886 besitzt einen Innendurchmesser, der kleiner als der Durchmesser des nicht zusammengedrückten Geflechts ist (z. B. 1,73 cm (0,68'')), so dass der Körperabschnitt 803 des Geflechts 800 auf den Innendurchmesser des Rohrs 806 zusammengedrückt wird, während die zwei Enden 802, 804 des Geflechts 800 den Durchmesser des nicht zusammengedrückten Geflechts 800 aufrechterhalten; wie in 8b zu sehen ist, werden dadurch ein erster und ein zweiter Klemmring 814, 816 gebildet. Die nicht zusammengedrückten Klemmringabschnitte 812, 814 werden jeweils in Längsrichtung in Richtung der Pfeile 899a und 899b geschoben, um die Drähte zu verformen. Mit anderen Worten, es wird eine Kraft angewendet, so dass der Draht in den konisch erweiterten Teilen 814a, 816a der Ringe 812, 814 in Umfangsrichtung herausgeschoben wird, um wie in 8c gezeigt zwei Riffel oder Widerhaken 818, 82 zu bilden. Daraufhin wird das Geflecht 800 in der Konfiguration aus 8c wärmebehandelt, um einen Stent zu bilden. Metalle wie etwa Elgiloy-Draht werden am besten bei Temperaturen im Bereich von 400 bis 600°C eine bis fünf Stunden in einer Schutzgasatmosphäre ausscheidungsgehärtet. Der Fachmann auf dem Gebiet der Metallurgie versteht, wie Kobalt-Chrom-Nickel-Zusammensetzungen ausscheidungszuhärten sind. Daraufhin wird der gehärtete Stent aus dem Rohr 806 gezogen, wobei das Geflecht zu diesem Zeitpunkt etwas zurückprallt und sich in seiner neuen nicht zusammengedrückten Konfiguration, die der wie in 7 veranschaulichten Ausführungsform der Erfindung unter der Hinzufügung eines zweiten Klemmrings und Widerhakens ähnelt, stabilisiert.
Eine alternative Art der Herstellung der Klemmringe 814, 816 ist es, das Geflecht in zwei verschiedenen Winkeln zu flechten. Zum Beispiel kann der Körperabschnitt 803 unter einem Schrägwinkel von 90° geflochten werden, während die Verriegelungsabschnitte 812, 814 unter einem Schrägwinkel von 160° geflochten werden. Als eine weitere Alternative können die Klemmringabschnitte 812, 814 des Geflechts 800 auf einem abgestuften Abschnitt des Dorns geflochten werden, der ein abgestuftes oder mit einem Widerhaken versehenes Profil besitzt. Außerdem kann das Geflecht auf zwei verschieden großen Dornen oder auf abgestuften/mit Widerhaken versehenen Dornen wärmebehandelt werden, um die Klemmringkonfiguration zu erzeugen. Das Verhältnis der Klemmringdurchmesser des Stents zu dem Körperabschnittsdurchmesser des Stents bestimmt die relativen Winkel, unter denen der Klemmring in Bezug auf den Körper des Stents geflochten wird.
Eine nochmals alternative Art der Herstellung der Klemmringe 814, 816 ist es, ein Rohr wie etwa das Rohr 886 mit einem abgestuften Durchmesser vorzusehen. Der Abschnitt bzw. die Abschnitte mit größerem Durchmesser des Rohrs würde dazu verwendet, den Klemmringabschnitt bzw. die Klemmringabschnitte des Geflechts unterzubringen, und könnte veranlassen, dass der Endabschnitt bzw. die Endabschnitte des Geflechts leicht zusammengedrückt wird bzw. werden, oder könnte ermöglichen, dass der Endabschnitt bzw. die Endabschnitte des Geflechts eine vollständig nicht zusammengedrückte Stellung annehmen.
Es sind hier mehrere Ausführungsformen eines rohrförmigen geflochtenen Stents der Erfindung beschrieben und veranschaulicht worden. Obgleich besondere Ausführungsformen der Erfindung beschrieben worden sind, soll die Erfindung nicht darauf eingeschränkt sein. Obgleich besondere Stent-Entwürfe offenbart worden sind, ist somit klar, dass andere Entwürfe ebenfalls funktionieren können. Obgleich Stents mit Endklemmringen offenbart worden sind, können z. B. ebenfalls Stents mit Klemmringen entlang des Körpers des Stents verwendet werden. Obgleich besondere Schrägwinkel für den Körper und für die Endabschnitte des Stents offenbart worden sind, kann außerdem selbstverständlich ebenfalls irgendein Stent mit größeren Schrägwinkeln an den Endabschnitten als an dem Körperabschnitt verwendet werden. Obgleich besondere biokompatible Beschichtungen offenbart worden sind, wird außerdem erkannt, dass irgendeine andere geeignete biokompatible Beschichtung verwendet werden kann. Obgleich besondere Verfahren der Beschichtung des Stents offenbart worden sind, ist für den Fachmann auf dem Gebiet außerdem selbstverständlich, dass irgendein anderes Verfahren verwendet werden kann, das den Beschichtungswinkel an den Schrägwinkel des Stents anpasst. Obgleich besondere Konfigurationen in Bezug auf die Abmessungen und auf die Form des endovaskulären Transplantats offenbart worden sind, ist außerdem klar, dass ebenfalls andere Konfigurationen verwendet werden könnten. Somit ist für den Fachmann auf dem Gebiet klar, dass nochmals weitere Änderungen an der geschaffenen Erfindung vorgenommen werden können, ohne von ihrem wie in den beigefügten Ansprüchen definierten Umfang abzuweichen.

Claims

Protesenvorrichtung zur Implantation in einem Körperholraum eines lebenden Körpers, mit: einem geflochtenen Stent (400, 500, 600, 700) der ausgebildet ist aus einer ersten Vielzahl elastisch verformbarer Drähte (408), die schrauben- bzw. spiralenförmig in einer ersten Richtung gewickelt sind, und aus einer zweiten Vielzahl elastisch verformbarer Drähte (408), die elastisch in einer zweiten Richtung, entgegengesetzt zur ersten Richtung und die ersten Drähte kreuzend, gewickelt sind, wobei der Stent einen ersten zylindrischen Körperabschnitt (403) hat, bei dem die ersten und zweiten Drähte sich mit einem Basis-Schrägwinkel kreuzen, und einen ersten im wesentlichen zylindrischen Endabschnitt (414), wo die ersten und zweiten Drähte sich bei einem ersten Endabschnitts-Schrägwinkel (412) kreuzen, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Endabschnitts-Schrägwinkel wesentlich größer ist als der Basis-Schrägwinkel und eine größere Radialkraft produziert als derjenige des Körperabschnittes.
Protesenvorrichtung nach Abschnitt 1, bei dem der Basis-Schrägwinkel kleiner oder gleich 90° ist oder zwischen 70° und 90° liegt.
Protesenvorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, bei der der erste Endabschnitts-Schrägwinkel größer ist als 90° oder zwischen 140° und 180° oder zwischen 160° und 180° liegt.
Protesenvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei der der Körperabschnitt einen Körperabschnittsdurchmesser (Db) hat, der erste Endabschnitt einen ersten Endabschnitts-Durchmesser (Dlr) hat und der Stent einen zweiten Endabschnitt (616) hat, der einen zweiten Endabschnitts-Durchmesser (Dlr2) hat; und zumindest der erste Endabschnitts-Durchmesser sich von dem Körperabschnittsdurchmesser unterscheidet.
Protesenvorrichtung nach Anspruch 4, bei der der erste Endabschnitts-Durchmesser und der zweite Endabschnitts-Durchmesser größer sind als der Körperabschnittsdurchmesser, wobei ein Verhältnis des ersten Endabschnittsdurchmessers zum Körperabschnittsdurchmessers zwischen 1 und 2 liegt, oder zwischen 1 und 1,3.
Protesenvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei der der Stent einen zweiten Endabschnitt (616) mit einem zweiten Endabschnitts-Schrägwinkel hat, der im wesentlichen gleich dem Basis-Schrägwinkel oder größer als dieser ist.
Protesenvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei der der erste Endabschnitt einen geflochtenen, erhabenen Abschnitt (718) umfasst, der an einer Stelle angeordnet ist, die nicht am Abschlussende der Protesenvorrichtung liegt, und einen Durchmesser hat, der größer ist als der Durchmesser des Rests des ersten Endabschnittes, wodurch ein Widerhaken ausgebildet wird.
Protesenvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei der der Stent mit einem porösen, biokompatiblen Transplantatmaterial beschichtet oder ausgekleidet ist.
Protesenvorrichtung nach Anspruch 8, bei der das Transplantatmaterial ausgewählt wird aus Polyurethan, einem Faser-Polyurethan, einem Faser-Polycarbonat-Urethan, einem Faser-Silicium und einem Faser-Polyolefin.
Protesenvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei der der erste Endabschnitt relativ zum Körperabschnitt abgestuft ist, wobei der Körperabschnitt einen ersten Durchmesser hat, und der erste Endabschnitt einen zweiten Durchmesser hat, der sich wesentlich von dem ersten Durchmesser unterscheidet, wobei der Stent einen zweiten Endabschnitt (616) aufweist.
Protesenvorrichtung nach Anspruch 10, bei der der zweite Durchmesser größer ist als der erste Durchmesser, mit einem Verhältnis des zweiten Durchmessers zum ersten Durchmesser, das kleiner ist als zwei oder kleiner ist als 1,3.
Protesenvorrichtung nach Anspruch 10 oder 11 zur Implantation in ein Aneurysma mit einem Halsdurchmesser, wobei der erste Endabschnitt eine Abstandslänge aufweist, die gleich dem Halsdurchmesser oder größer als dieser ist.