JP4167753B2 - 生体吸収性の自己膨張性ステント - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、概して、しばしばステントと称される埋込可能な半径方向に膨張可能な医療用の体内人工器官に関する。特に、本発明は、生体吸収される自己膨張性ステントである。
【0002】
【従来の技術】
しばしばステントと称される自己膨張性の医療用人工器官は周知であり、市販されている。それらは、例えば、Wallsten他の米国特許第4,655,771号明細書、Wallsten他の米国特許第5,061,275号明細書およびHachtmann他の米国特許第5,645,559号明細書に概略的に開示されている。これらの装置は人間の体内管腔内で種々の医療アプリケーションに使用される。それらの例には、狭窄症を処置するための血管内ステント、尿管、胆管、気管気管支管、食道管、および腎管内の開口部を維持するためのステント、並びに大静脈フィルターが包含される。
【0003】
ステントをその圧縮状態に保持する配送装置が、体内の脈管を通してステントを処置部位に配送するために使用される。圧縮されたステントの可撓性および減じられた半径により、比較的小さくかつ曲がっている脈管を通して配送することができる。経皮的経腔的血管形成においては、埋込可能な体内人工器官は小さい経皮的穿刺部位、気道、または口を通して導入され、処置部位までの種々の体内の脈管を通過させられる。ステントが処置部位に配置された後に、ステントを解放するために配送装置が作動され、それによりステントが体内管腔内において自己膨張することを許容される。配送装置は、その後、ステントから引き離されて、患者から取り出される。ステントは、インプラントとして、脈管内の処置部位に残される。
【0004】
ステントは身体に埋め込まれるので、比較的高い生体適合性を示さなければならない。体内人工器官は、例えば、米国特許第4,954,126号明細書および第5,026,377号明細書に示されている配送装置のような手術用の配送システム上をまたはその内部を、体内管腔内に配送されてもよい。本発明に好適な配送装置には、米国特許第4,954,126号明細書および第5,026,377号明細書が包含される。そのような配送装置における使用に適した材料は、1997年4月8日に出願された米国特許出願第08/833,639号に記載されている。
【0005】
既知のステントフィラメント用に一般的に使用されている材料にはElgiloy(登録商標)およびPhynox(登録商標)金属ばね合金が含まれる。自己膨張性ステントのフィラメントに使用することができる他の金属材料は、316ステンレス鋼、MP35N合金、および超弾性Nitinolニッケル−チタンである。ミネソタ州、ミネアポリスのシュナイダー(USA)・インク.社から入手できる他の自己膨張性ステントは、Mayerに付与された米国特許第5,630,840号明細書に示されているような放射線不透過性の被覆材複合構造を有している。自己膨張性ステントは、1996年2月8日に出願された米国特許出願第08/598,751号に記載されているようにチタン合金から製造することができる。
【0006】
ステントを形成するフィラメントの強度および弾性係数も重要な特性である。Elgiloy(登録商標)、Phynox(登録商標)、MP35Nおよびステンレス鋼は全て高強度および高弾性係数の金属である。Nitinolは比較的低い強度および弾性係数を有する。
【0007】
管腔内ステントの埋込はその機能を果す間、管腔壁に対して広く低減された量の急性外傷および慢性外傷を生じさせることが好ましい。壁に対して穏やかな半径方向の力を与え、かつ、管腔の動きに対して従順かつ柔軟なステントが、疾病のある管腔、弱った管腔、または傷付きやすい管腔内での使用に適している。ステントは、腫瘍、局面(plaque)、および管腔の反動および再造形からの半径方向の閉塞圧力に耐えることができることが好ましい。
【0008】
種々の医療的徴候における使用のための特別な特性を有する自己膨張性ステントに対する継続した必要性が相変わらず存在する。ステントは、絶えず増大している体内管腔のリストへの埋込のために必要である。種々の生理学的環境が遭遇され、普遍的に受容可能なステントの特性の組合せは存在しないことが認識されている。
【0009】
【発明が解決しようとする課題】
自己膨張特性を有するが生体吸収されるステントが必要とされている。ステント体内人工器官のような手術用インプラントは、寄生組織の異物反応を最小化するために、無毒な生体適合性のある材料から製造されていなければならない。また、インプラントは、体内管腔内の条件および制限に耐えるために、十分な構造強度、生体安定性、寸法および耐久性を有していなければならない。
上述された文献を含む、この明細書において引用されている全ての文献は、全ての目的のために、それら全体を参照することにより、この明細書に組み込まれている。
【0010】
【課題を解決するための手段】
本発明は、編組状の形態に形成された細長いフィラメントを含む、管状の、半径方向に圧縮可能な、軸方向に柔軟な、そして半径方向に自己膨張可能な構造からなる改良された埋込可能な医療用装置である。フィラメントは、比較的高い生体適合性を示す生体吸収される重合体からなっている。
【0011】
簡単に述べると、本発明の自己膨張性ステントは螺旋形に巻かれ、かつ、網目状の形態に編み合わせられた多数の弾力性のあるフィラメントから形成されている。ステントは、外力をかけられないときには、それらの無負荷状態または膨張状態にあって、実質的に管状の形態をとっている。内方に向けられた半径方向の力をかけられるときに、ステントは強制的に半径を減少させられかつ長さを伸張させられた負荷された状態または圧縮された状態となる。ステントは、概して、半径方向に膨張するときに長手方向に収縮する特徴を有している。
【0012】
1つの好ましい実施形態では、装置は、管状に形成するために実質的に螺旋形に巻かれかつ網目状の形態に編み合わされた複数の細長いポリラクチドの生体吸収性重合体フィラメントからなるステントである。ステント、ステント移植片、移植片、フィルター、閉塞装置および弁のような生体吸収性の埋込可能な体内人工器官は、各々が身体内での固有の分解速度を有する、ポリラクチド[ポリ−L−ラクチド(PLLA)、ポリ−D−ラクチド(PDLA)]、ポリグリコリド(PGA)、ポリジオキサノン、ポリカプロラクトン、ポリグルコネート、ポリ乳酸ポリエチレンオキシド共重合体、変性セルロース、コラーゲン、ポリ(ヒドロキシブチレート)、ポリ無水物、ポリホスホエステル、ポリ(アミノ酸)、または関連する共重合体材料のようなポリ(アルファ−ヒドロキシ酸)から製造できる。例えば、PGAおよびポリジオキサノンは、比較的速い(数週間から数ヶ月)生体吸収性の材料であり、PLAおよびポリカプロラクトンは、比較的遅い(数カ月から数年間)生体吸収性の材料である。
【0013】
生体吸収性の重合体から構成されるステントは、金属ステントと比べて、ある期間にわたって無毒な化学種への自然分解のような一定の利点を与える。また、生体吸収性の重合体ステントは、金属ステントの製造において一般的に使用されている真空熱処理および化学洗浄を必要としないので、比較的低い製造コストで製造できる。
【0014】
本発明は、編み込まれた金属線ステントを製造するために使用される方法とは異なる改良型の編み込まれた生体吸収性ステントの設計および製造方法を含んでいる。この方法は、所望のステント機能消耗時間およびステントの半径方向の力に基づく特定の生体吸収性重合体を選択することを含んでいる。ステント機能消耗時間は、ステントがその元の半径方向の強度の少なくとも80%を保有する時間である。ステントは、最初に本発明から編み込みデザインを選択し、2つの焼鈍されたステントを製造することにより製造される。2つのステントからの半径方向の力および寸法試験の結果は、デザイン目標に合致するパラメーターを決めるためのほぼ線形な数学式を展開するために使用される。この方法は、最適なデザインに到達するための、費用および時間がかかる試行錯誤を制限する利点を有する。
【0015】
生体吸収性の重合体ステントは放射線透過性であり、重合体の機械的性質は一般に構造用金属合金より低い。生体吸収性のステントは、放射線不透過性のマーカを必要としてもよく、その比較的低い材料の性質を補うために、配送カテーテル上および体内管腔内においてより大きな輪郭を有していてもよい。
【0016】
生体吸収性のPLLAおよびPGA材料は、生体内で加水分解的連鎖切断により、それぞれ乳酸およびグリコール酸に分解され、それらはCO2に転換された後に、身体から呼吸により排出される。そのような材料が非晶質領域および結晶質領域を有するという事実のために、半結晶質重合体の不均質な分解が起きる。分解は、結晶質領域においては非晶質領域より急速に起きる。これにより、質量が減少するより速く強度が減少する生成物が生ずる。全体的に非晶質であり架橋結合されたポリエステル類は、結晶質領域および非晶質領域を有する材料と比較して時間に対する強度および質量がより線形的な減少を示す。分解時間は、化学的組成および重合体連鎖構造、並びに材料処理における変動により影響されることがある。
【0017】
PLAモノフィラメントはここに要約されているような7つの一般的な段階を含むプロセスにより製造され得る。第1の段階は、ポリ−L−乳酸から製造された重合体を融点より高い温度、好ましくは210℃〜230℃に上昇させる。第2の段階は、その後に、この材料を上昇された温度において一般的なプロセスにより毎分約3〜5フィートの速度で、連続した繊維に押し出す。第3の段階は、その後、この連続した繊維を核形成を生じさせるために冷却する。冷却は、繊維を核形成水浴中に通すことにより行われることが好ましい。
【0018】
第4の段階は、その後、材料を押し出し機とほぼ同じ速度で走行する第1プーラに通過させ、材料をわずかな張力をかけた状態に配する。第5の段階は、その後、加熱されたオーブン中に繊維を通過させるながら、約60℃〜約90℃の間の温度(好ましくは、70℃)に加熱する。焼鈍を行うために、オーブンは、非常に長くかつ端部近くで加熱されるように設計され、そのために、配向および焼鈍が同じオーブン中で起きる。これに代えて、別個のオーブンを配向オーブンの直後に置くこともできる。焼鈍段階が繊維を約65℃〜約90℃の範囲に、好適には90℃近くに加熱する。
【0019】
第6の段階は、配向オーブンおよび焼鈍オーブン中で加熱しながら、繊維を配向オーブンの前に置かれた第1プーラと焼鈍オーブン(別個のオーブンの場合)後に置かれた第2プーラとの間で引き抜かれる。材料は約5〜約9の間、好ましくは約6〜約8の間の延伸比で延伸される。延伸比は、重合体の押し出しまたは引き抜きから生ずる長さの伸びを表すものである。定量的には、延伸比は、元の長さにより割算された押し出されまたは延伸された長さに等しい単位のない値である。焼鈍段階中の張力を維持することにより、その後の使用における収縮が防止される。オーブンの出口に置かれた第2プーラは、所望の延伸比を与えるために必要な増加した速度で走行する。繊維がオーブンから出て第2プーラを通過するときに、張力は、材料が冷える前に迅速に解放される。第7の段階では、最後に、繊維が所望の長さのスプール上に集められる。
【0020】
フィラメントの強度は、一般的に、延伸比およびより低い延伸温度とともに増加する。5〜9の間の延伸比が好ましい。PLAはその材料の遅い結晶化速度のために一般的に非晶質である。フィラメントの引き抜き後の非常にゆっくりした冷却または核形成剤の使用が結晶化を引き起こすことになる。しかしながら、この材料は、結晶化を引き起こすために約60℃以上の温度において焼鈍されてもよく、一般的には強度がわずかに減少し、弾性係数が増加する。焼鈍は、残留応力を解放し、表面を均質化して構造の変動を集中させるために、引き抜き後に行われることが好ましい。焼鈍は、約60℃〜150℃の間の温度で約5〜120分間の時間にわたって行われることが好ましい。
【0021】
Enhancement of the Mechanical properties of polylactides by solid-state extrusion, W. Weiler and S. Gogolewski, Biomaterials 1996, Vol.17 No.5, pp.529-535; および Deformation Characteristics of a Bioabsorbable Intravascular Stent, Investigative Radiology, Dec. 1992, C. Mauli, Agrawal, Ph. D. ,P. E., H. G. Clark, Ph. D., pp.1020−1024 を参照のこと。本発明によれば、焼鈍された生体吸収性フィラメントが実質的に均質な断面を有すること、換言すると、それがフィラメントの中心と表面との間の実質的な変動なしに、実質的に中実の断面を有することが一般に好ましい。
【0022】
機械的特性は、一般に、分子量の増加につれて向上する。例えば、PLAの強度および弾性係数は分子量の増加につれて増大する。分解時間は、一般に、初期分子量の減少につれて減少する(すなわち、低分子量重合体から製造されるステントは、高分子量重合体から製造されるステントより前に生体に吸収されることになる)。低分子量PLAは、一般に、高分子量等級より熱酸化分解を受けやすいため、特性、分解時間、および安定性を均衡させるように、最適な分子量を選択すべきである。材料の分子量および機械的性質は、一般に、分解が進行するにつれて低減する。PLAは、一般に、1年より長い分解時間を有する。エチレンオキシド滅菌法(EtO)が好適な滅菌法である。PLAは、約60℃のガラス転移温度を有するので、高温に晒されることが寸法の歪みを引き起こし得る環境に生成物を貯蔵しないように注意を払わなければならない。
【0023】
PLA、PLLA、PDLAおよびPGAは1平方インチ当たり約4万ポンド(ksi)(276MPa)〜約120ksi(827MPa)の引っ張り強さを有し、80ksi(552MPa)の引っ張り強さが典型的であり、好ましい引っ張り強さは、約60ksi(414MPa)〜約120ksi(827MPa)である。ポリジオキサノン、ポリカプロラクトン、およびポリグルコネートは、約15ksi(103MPa)〜約60ksi(414MPa)の引っ張り強さを有し、35ksi(241MPa)の引っ張り強さが典型的であり、好ましい引っ張り強さは、約25ksi(172MPa)〜約45ksi(310MPa)である。
【0024】
PLA、PLLA、PDLAおよびPGAは1平方インチ当たり約400,000ポンド(psi)(2,758MPa)〜約2,000,000psi(13,790MPa)の縦弾性係数(tensile modulus)を有し、900,000psi(6,206MPa)の縦弾性係数が典型的であり、好ましい縦弾性係数は、約700,000psi(4,827MPa)〜約1,200,000psi(8,274MPa)である。ポリジオキサノン、ポリカプロラクトン、およびポリグルコネートは約200,000psi(1,379MPa)〜約700,000psi(4,827MPa)の縦弾性係数を有し、450,000psi(3,103MPa)の縦弾性係数が典型的であり、好ましい縦弾性係数は、約350,000psi(2,414MPa)〜約550,000psi(3,792MPa)である。
【0025】
PLLAフィラメントは、編み込まれたステントを製造するために使用され得る、例えば、Elgiloy(登録商標)金属合金ワイヤよりはるかに低い引っ張り強さおよび縦弾性係数を有する。PLLAの引っ張り強さはElgiloy(登録商標)の引っ張り強さの約22%である。PLLAの縦弾性係数はElgiloy(登録商標)の縦弾性係数の約3%である。ステントの機械的性質および自己膨張性は材料の縦弾性係数に正比例する。その結果、金属ステントと同じデザインで製造されるPLLAフィラメント編み込みステントは低い機械的性質を有し、機能しないことになる。本発明は、有利なことに、金属ステントと同様な半径方向の強度および管腔内狭窄を突っ張って開くことを可能にする、要求された機械的性質を有する重合体編み込みステントを提供する。
【0026】
生体吸収性PLLAの編み込まれた管状ステントは、カテーテル配送システム上に拘束されるときおよび展開されるときに、寸法が変化する。展開されたPLLAステントは、一般に、負荷される前のPLLAステントより長さが長く、直径が小さくなっている。例えば、最初に30mmの長さで約10.7mmの外径を有するPLLAステントは約90mmの展開長さと約6.3mmの直径とを有している。
【0027】
これに対して、金属製の自己膨張性ステントは、一般に、負荷される前および展開された後にほぼ同じ寸法を有する。金属ステントに関しては、患者が9mmの脈管を有することがわかっている場合には、10mmの金属ステント(ステントは意図的に約1mmだけ大きい寸法にされている)が埋込用の配送システムに装荷される。この法則は、さらに大きい寸法超過が必要である重合体ステントには適用できない。
【0028】
本発明は、改良された重合体ステント、および、一定の大きさの重合体ステントを製造し、配送システムに装荷し、展開時に所望の埋込寸法を与え、かつ、所望の機械的性質を与える改良された重合体ステントの設計および製造方法を提供する。
【0029】
本発明は、有利には、所望の埋込寸法の生体吸収性PLLAの編み込まれたステントを提供し、ステントを特定の直径(A)で製造し、ステントをより小さい直径(B)において焼鈍し、かつ、ステントを直径(C)の配送システムから展開し、それによって、ステントが所望の埋込直径(D)まで自己膨張するように「プログラム」される方法を提供する。直径間の関係はA>B>D>Cである。
【0030】
要するに、本発明は、各々がステント中心線に沿って螺旋形態で伸び、かつ、第1の共通の巻き方向を有する第1組の5〜18本のフィラメントを含む、管状の、半径方向に圧縮可能かつ自己膨張可能な、編まれかつ焼鈍された構造を有する生体吸収性の埋込可能なステントに関する。各々が、ステントの中心線に沿って螺旋形態で伸び、かつ、第2の共通の巻き方向を有する第2組のフィラメントは、第1組と同じ数である。この第2組のフィラメントは、焼鈍後であるが配送装置への装荷前の、第1の自由な半径方向に膨張した状態でにあるときに、フィラメント間の複数の間隙を形成するように、約120〜約150°の間の軸方向に向けられた角度で、第1組のフィラメントと交差している。「自由状態」という語句は、例えば、装置を台の上に置いたときのように外から適用される力が装置に作用しないときに使用される。
【0031】
各フィラメントは、PLLA,PDLA、PGA、またはそれらの組み合わせを含み、実質的に中実かつ実質的に均一な断面、約40ksi(276MPa)〜約120ksi(827MPa)の引っ張り強さ、約400,000psi(2,758MPa)〜約2,000,000psi(13,790MPa)の縦弾性係数および約0.15mm〜約0.6mmの平均直径を有する。
【0032】
第1組のフィラメントおよび第2組のフィラメントは、配送装置からの展開に際して、体内脈管内にステントを埋め込むのに十分な外方に向かう放射状の力を生ずるように相互に作用する。ステントは、負荷されその後に解放された後に、半径方向に膨張した第2の自由状態を有してもよく、この半径方向に膨張した第2の自由状態にあるときに、第1および第2組のフィラメントが約80〜145°の軸方向に向けられた角度で交差する。第2組のフィラメントは、半径方向に膨張した第2の自由状態にあるときに、約90〜100°の間の軸方向に向けられた角度で交差しており、約3〜約6mmの間の第2の自由状態の直径を有している。
【0033】
軸方向に向けられた角度は、半径方向に膨張した第2の自由状態にあるときに約110゜〜約120゜の間でよい。ステントは、半径方向に膨張した第2の自由状態にあるときに、一の外径を有しており、該ステントは、半分の外径になったときに約40グラム〜約300グラムの外方に向かう半径方向の力を発揮する。ステントは、負荷され、展開装置から体内脈管内に解放され、その後に体内脈管中に埋め込まれた後に、埋込状態を有することができ、ステントが埋込状態にあるときには、第1および第2組のフィラメントが、約95〜105°の間の軸方向に向けられた角度で交差している。
【0034】
ステントは、その自由直径の半分まで半径方向に抑制されてもよく、装置にかけられる半径方向の力RF(グラム)は、焼鈍直径Dmmの関数として、ほぼRF=−15D+491±20である。ステントは、約60℃〜約180℃の温度で約5分間〜約120分間の期間にわたり焼鈍され得る。ステントは、約130℃〜約150℃の温度で約10分間〜約20分間の期間にわたり焼鈍されてもよい。編組体は、約130°〜約150°の交差角度を生ずるように焼鈍される。ステントが、さらにステント配送装置内に配置され、フィラメントが約30°〜約120°の交差角度を有してもよい。ステントが、配送システムから体内管腔内に展開され、フィラメントが約70°〜約130°の交差角度を有してもよい。
【0035】
ステントは、約3年以内に身体の管腔との構造的な一体性を与える。ステントは、さらに、ポリジオキサノン、ポリカプロラクトン、ポリグルコネート、ポリ乳酸−ポリエチレンオキシド共重合体、変性セルロース、コラーゲン、ポリ(ヒドロキシブチレート)、ポリ無水物、ポリホスホエステル、ポリ(アミノ酸)およびそれらの組み合わせを含んでもよい。フィラメントは、モノフィラメントまたはマルチフィラメントでよい。ステントは、実質的に生体内において約1年〜約2年で分解する。「実質的に分解」とは、ステントがその構造強度の少なくとも50%を喪失したことを意味する。ステントは、その構造強度の約100%を喪失することが好ましい。
【0036】
フィラメントは、ポリグリコリドを含んでいてもよく、ステントは、生体内において約3カ月〜約1年の時間で実質的に分解する。フィラメントは、さらにポリグルコネート、ポリジオキサノン、またはそれらの組み合わせを含んでいてもよく、ステントは、生体内で約1週間〜約3カ月の時間で実質的に分解する。ステントは、フィルタとして機能するように、少なくとも1つの直径の漸減する端部を有してもよい。フィラメントは、断面および長さにおいて実質的に均質でよい。フィラメントは、約400,000psi(2,758MPa)〜約1,200,000psi(8,274MPa)の縦弾性係数を有してもよい。フィラメントは、約700,000psi(4,827MPa)〜約1,200,000psi(8,274MPa)の縦弾性係数を有してもよい。ステントは、螺旋状に巻かれ、かつ、環状に形成するために網目状の形態で編み合わされている複数のフィラメントを含んでいてもよい。
【0037】
本発明は、管状の、半径方向に圧縮可能な、軸方向に柔軟な、半径方向に自己膨張可能な、編み込まれて焼鈍された構造を提供することを含む埋込可能な体内人工器官の使用方法にも関連している。この構造は、約10〜約36本の細長いフィラメントを含んでいる。フィラメントは、PLLA、PDLA,PGA、およびそれらの組み合わせからなっている。各フィラメントは、実質的に均一な断面、約40ksi(276MPa)〜約120ksi(827MPa)の引っ張り強さおよび約400,000psi(2,758MPa)〜約2,000,000psi(13,790MPa)の縦弾性係数を有する。フィラメントは、自由状態で約130°〜約150°の角度で配置され、各フィラメントは、約0.15mm〜約0.6mmの平均直径を有し、ステントは、半分の直径において約40グラム〜約300グラムの半径方向の力を有する。焼鈍された構造は第1の直径を有し、該第1直径より小さい第2直径において配送システム内に配置し、配送システムおよび体内人工器官を体内管腔内に挿入し、体内人工器官を体内管腔内へ第1直径より小さい第3直径において配送システムから展開し、この体内人工器官が体内管腔内で第3直径より大きい第4直径まで自己膨張することを許容する。
【0038】
また、本発明は、圧縮状態と膨張状態との間で半径方向に自己膨張可能であり、約10〜約36本の細長いフィラメント含む、第1直径において管状かつ軸方向に柔軟な網目状の焼鈍構造を含む生体適合性のある医療用装置の供給を含む、患者の器官内で部位を処置する方法にも関連している。フィラメントは、PLLA、PDLA、PGA、およびそれらの組み合わせを含含んでいる。各フィラメントは実質的に均一な断面、約40ksi(276MPa)〜約120ksi(827MPa)の引っ張り強さ、および約400,000psi(2,758MPa)〜約2,000,000psi(13,790MPa)の縦弾性係数を有する。
【0039】
医療用装置を、第1直径より小さい第2直径に圧縮して、配送システムの一部に配置した状態で、配送システムを供給する。医療用装置を有する配送システムの部分を処置部位から離れた位置で患者の脈管内に挿入し、脈管を通して処置部位に進行させるために、配送システムを操作する。配送システムから医療用装置を展開する。医療用装置は、元の自由直径より小さい第3直径に展開され、医療用装置が脈管内で自己膨張することを許容する。そして、医療用装置を膨張状態に保持しかつ脈管を支持させた状態で、患者から配送システムを取り除く。
【0040】
また、本発明は、PLLA、PDLA、PGA、およびそれらの組み合わせを含む複数の細長いフィラメントを供給し、管状の、半径方向に圧縮可能な、軸方向に柔軟な、半径方向に自己膨張可能な装置を形成するために、フィラメントを第1マンドレル上で編むことを含むプロセスから製造される生体吸収性の埋込可能な装置にも関連している。この装置は、最終的な埋め込まれる装置直径より約2mm〜約10mm大きい第1直径を有する。第1直径より小さい第2直径を有する第2のマンドレル上で装置を焼鈍する。
【0041】
第2のマンドレルの直径は、半径方向の力を焼鈍されたステント直径に関連づける線形の方程式から計算されるように適合されている。この方程式は、装置配送システムから配置された測定された半径方向の力、および、2つの焼鈍マンドレル直径上において製造され装置配送システムから展開された2つのステント試作品から測定された焼鈍されたステントの直径データから導出される。各フィラメントは実質的に均一な断面、約40ksi(276MPa)〜約120ksi(827MPa)の引っ張り強さ、および、約400,000psi(2,758MPa)〜約2,000,000psi(13,790MPa)の縦弾性係数を有する。焼鈍は、装置を半径方向に収縮させる。
【0042】
また、本発明は、本質的にポリ(アルファ−ヒドロキシ酸)からなる約10〜約36本のフィラメントを供給することを含むステントの製造方法にも関連している。これらのフィラメントは約0.15mm〜約0.60mmの平均直径を有する。これらのフィラメントを約120°〜約150°の編み込み角度で約3mm〜約30mmの直径の編み込みマンドレル上で編み込む。この編組体を編み込みマンドレルから取り外す。この編組体を編み込みマンドレル直径より約0.2mm〜約10mm小さい外径を有する焼鈍マンドレル上に配置する。この編組体をほぼ重合体のガラス転移温度と溶解温度との間の温度で約5〜約120分間の期間にわたり焼鈍し、ステントを放冷する。
【0043】
例えば、PLA、PLLA、PDLA、PGAおよび他の生体吸収性のある重合体のような生体吸収性樹脂は、イリノイ州、リンカーンシャーのプラック・アメリカ・インク.を含む数種の出所から市販されている。
【0044】
本発明のさらに別の目的および利点並びにそれらの構成方法は、下記の詳細な説明から当業者には容易に明らかになる。そこには、好適な実施形態だけが本発明の実施を意図する最適な形態の図示により示されかつ説明されている。理解されるように、本発明は、本発明から逸脱することなく、全ての別のそして異なる実施形態および構成方法が可能であり、かつ、その数種の詳細事項は種々の明白な側面において変更可能である。従って、図面および記述は、本来、説明のためのものとみなされ、それに限定されるものではない。
【0045】
【発明の実施の形態】
図1は、フィラメントの網目状の形態を示す本発明に従うステントの斜視図である。
図2は、図1に示されたステントの部分的な縦断面図である。
図3は、図1に示されたステントのフィラメントの1つの横断面図である。
図4は、図1に示されたステントを装荷している配送装置の側面図である。
図5は、図4中の符号5において鎖線で囲まれた配送装置の一部の詳細図である。
図6は、図4中の符号6において鎖線で囲まれた配送装置の一部の詳細図である。
図7〜図10は、体内管腔内のステント展開操作中の種々の段階における図4に示された配送装置およびステントの末端部分の部分的な縦断面図である。
図11は、プッシャー形式の配送装置の側面図である。
図12は、本発明に従うステントの第2の実施形態を示す側面図である。
図13は、図12に示されたステントの端面図である。
図14は、PLLAステントの焼鈍されたステントの直径に対する半径方向の力および展開された直径を示すプロットである。
図15〜図18は、PLLAフィラメントバッチの疲労試験結果のグラフを示す図である。
【0046】
本発明に従う生体吸収性の埋込可能な人工器官またはステント10が、図1および図2に概略的に示されている。ステント10は、2組の反対に向いた、平行な、間隔をあけ、かつ、螺旋形に巻かれた細長いストランドまたはフィラメント12から製造された管状の装置である。フィラメント12の組は、目の粗い網または編組構造を形成するために、符号14のような点で交差する編み込み形態で上下に相互に編み合わせられている。以下にさらに詳細に説明されるように、少なくとも1つの、好ましくは全てのフィラメント12は、1またはそれ以上の市販の等級のポリラクチド、ポリ−L−ラクチド(PLLA)、ポリ−D−ラクチド(PDLA)、ポリグリコリド(PGA)、ポリジオキサノン、ポリカプロラクトン、ポリグルコネート、ポリ乳酸−ポリエチレンオキシド共重合体、改質セルロース、コラーゲン、ポリ(ヒドロキシブチレート)、ポリ無水物、ポリホスホエステル、ポリ(アミノ酸)、ポリ(アルファ−ヒドロキシ酸)または関連する共重合体材料からなっている。ステント10を製造する方法は、広く知られており、例えば、Wallsten他の米国特許第4,655,771号明細書およびWallsten他の米国特許第5,061,275号明細書に開示されている。
【0047】
ステント10は、その膨張状態または弛緩状態、すなわち、外部負荷または応力を受けていないときにとる形態で、図1および図2に示されている。フィラメント12は弾性があり、体内管腔を通した(すなわち、経腔的な)所望の位置すなわち処置部位への配送に適する、半径方向に収縮され、長さを伸張された形態または状態へのステント10の半径方向の圧縮が可能である。ステント10は圧縮状態から自己膨張可能であり、かつ、軸方向に柔軟である。
【0048】
換言すると、ステント10は、半径方向および軸方向に柔軟な管状体であり、その両端を相対的に軸方向に移動させると変化する予め決められた直径を有している。ステント10は、硬質であるが柔軟性および弾力性のある複数の個別の糸要素またはフィラメント12からなっており、それらの各々は共通軸としての前記管状体の長手方向の中心線に沿って螺旋形態で延びている。フィラメント12は半径方向に自己膨張性のある管状体を画定している。この管状体は、共通の巻き方向を有するが互いに軸方向に変位されている第1の数のフィラメント12と、これも互いに変位されているが反対の巻き方向を有する第2の数のフィラメント12とにより与えられてもよい。
【0049】
編み合わせられたフィラメント12により形成される管状の、自己膨張可能な胴体または構造体は、ステント10の主要な人工器官的に機能する構造体であり、この理由により、この装置は、他の構造体のない実質的にこの構造体からなるものであると考えることができる。しかしながら、他の構造および特徴、特に、管状の、自己膨張可能な構造を高め、または、それと協動し、若しくは、前記構造体の埋込を容易にするための特徴をステント内に含めることができることは知られている。
【0050】
一例は、埋込中にステントの位置を蛍光透視法により可視化するために使用される前記構造体上の放射線不透過性マーカーを含めることである。他の例は、例えば、ステントを組織の内部成長を防止するために使用され、または、移植片として使用され得るように、前記構造体中の気孔率または開放空間を減らすべく、被覆または追加の編み合わせられたフィラメントを含めることである。他の例はステントの再配置および除去を容易にするために、糸または他の構造体を折り畳むこと含んでいる。これらの形式のステントは、それでもなお、実質的に編み合わせられたフィラメント12により形成された管状かつ自己膨張可能な構造からなっており、図1および図2に示されている。さらに、フィラメント12の全てではないが一部が、生体吸収性の重合体材料からなる場合には、ステント10の望ましい特徴および性質の多くが存在することになる。
【0051】
埋込可能な生体吸収性のステント10は、以下のような好ましい編み込み方法によって製造される。すなわち、直径0.15〜0.60mmの生体吸収性の重合体フィラメントからなる10〜36本の個別のストランドを、直径3〜30mmの丸棒マンドレル状において、螺旋形状のストランドの形態に編み合わせる。ここで、螺旋状ストランドの半数が時計方向に巻かれ、半数が反時計方向に巻かれるように編み合わせる。各時計方向の螺旋ストランドは、反時計方向のストランドに隣接する(編み合わせられる)ように編み合わせられる。管状の編組体は、編み込み棒マンドレル上にあるときに、120〜150°(15〜45°のピッチ角度(フィラメントとステントの横軸との間の角度)のストランド編み込み角度(長手方向または軸方向における2本のフィラメント間の角度))で製造し、編組体を編み込み棒から滑り外して、0.2〜10mm小さい直径の焼鈍棒または管状マンドレル上に滑り入れ、焼鈍マンドレル上で編組体の軸方向の伸びまたは圧縮を引き起こすために、編組体の各端部を引っ張るかまたは圧縮し、または、自由状態のままで放置し、編組体の予め設定された軸方向位置に固定するために、編組体の各端部を焼鈍マンドレルの各端部と固定し、または自由状態のままで放置し、編組体を焼鈍マンドレル上で重合体のガラス転移温度と融点の間の温度において5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中で焼鈍し、焼鈍された編組体を焼鈍マンドレル上でほぼ室温に冷却し、編組体を焼鈍マンドレルから滑り外し、それを所望のステント長さに切断する。他の好適な実施形態は、少なくとも1本の生体吸収性の放射線不透過性マーカーストランドを含んでいる。
図3は重合体フィラメント12内の1つの断面図である。図示されているように、フィラメント12は断面において実質的に均質である。
【0052】
【実施例】
〈実施例1〉
別個のスプール上に集められた8本のストランドを含むPLLAモノフィラメント12の4個のバッチ(53、54、55、56)は供給業者であるアルバニー・インターナショナル・リサーチ・コーポレーションにより製造された。4個のスプールは、各バッチから無作為に選択され、供給者により試験された。処理情報および供給者の試験結果を以下の表1に示す。
【0053】
【表1】
【0054】
各バッチから1つのスプールを別の試験用に無作為に選択した。スプール53−8、54−6、55−6、および56−6で製造されたPLLAフィラメントをそれらの機械的性質に関して供給業者から受け取ったままの条件で試験し、その後、焼鈍条件で再び試験した。試験は、フィラメント直径の測定、引っ張り試験、および回転梁形式の疲労試験を含んでいた。受け取ったままの条件での平均フィラメント特性の測定値は、表2にまとめられており、140℃で15分間焼鈍した後の平均フィラメント特性の測定値は、表3にまとめられている。
【0055】
【表2】
【表3】
【0056】
実験は、ストランドの直径が焼鈍後に実質的に変化しなかったことを示している。引っ張り破壊荷重は、最も低い延伸比6で延伸されたバッチ#53について最も低かった。4個のバッチ全てについての破壊荷重は焼鈍前では、約4〜6ポンド(18〜28N)の範囲であり、焼鈍後とほぼ同じ範囲であった。平均破壊荷重は、最終的な延伸比8の後にミルで焼鈍されたバッチ#55について最も高かった。しかしながら、焼鈍後には、延伸比8で押し出された3個のバッチ中の平均破壊荷重における差は重要ではない。平均引張伸びは、より高い温度で押し出されたバッチ#56について最も高かった。縦弾性係数(ヤング率)の値は、焼鈍前においては、約100万psi(7,000MPa)であり、縦弾性係数がほぼ半分に減少したバッチ#53(DR=6)を除いて、焼鈍後においてはわずかに減少した。140℃で15分間焼鈍した結果としての強度または弾性係数には重要な変化はなかった。焼鈍は、編み込み後に材料を弛緩させ、均質化し、し、編組体を所望の焼鈍されたステント直径となるまで自然に収縮させた。
【0057】
回転梁曲げ疲労試験を、4個のバッチの各々からの焼鈍された試料に対して行った。押し出されたようなフィラメントは、ねじり荷重に耐え得るのに十分な剛性を示さなかったので、これらの試験は不成功であった。しかしながら、試験をバレー・インストルメンツのU曲げワイヤー回転疲労機械を使用して行った。試験試料の一端をチャックにより挟み、試料を円弧状に成形し、円弧状を保持するために自由端部を静止ホルダー内に挿入した。円弧の寸法および材料の弾性係数を使用して、円弧の頂部における最大曲げ応力を計算した。その後、試料を3600rpmで回転させ、試験試料の表面に、円弧の頂部において、圧縮および引っ張り曲げ応力が繰り返された。疲労(完全な破断、よじれ、または長手方向の裂け)までの繰り返し数を各試験で記録し、結果を、応力に対する破壊までの繰り返し数のプロットでプロットした(図15〜18中のS/N疲労点)。
【0058】
最も低い延伸比6を有するバッチ#53は、低い疲労結果を有し、または、より高い延伸比8で押し出されたバッチより低い応力で破壊した。バッチ#54,#55は同様な疲労結果を有しており、バッチ#56は、バッチ#54,#55より低い結果を有していたが、バッチ#53より高い結果を有していた。これらの結果は、疲労強度を最大にしようとする場合には比較的高い延伸比および比較的低い温度が好ましいことを示している。
【0059】
〈実施例2〜10〉
ステント10は、スプール55−6からの直径約0.24mmのPLLAモノフィラメント12から製造された。このスプールは、ステントの高い半径方向の強度を得るために望ましい機械的性質である高いUTSおよび弾性係数を有するために選択された。ステント10を、直径10mmの鋼棒マンドレル上に編み込んだ。この編組体は24本のストランドから構成されており、編み込み角度は130°であった(25°のピッチ角度)。軸方向における編み込まれたフィラメント間に含まれる角度は、焼鈍前は「編み込み角度」と称され、焼鈍後は「フィラメント交差角度」と称される。編組体は焼鈍後にステントになる。
【0060】
編組体の焼鈍が、編み込みから生ずるフィラメント中の応力を解放し、ステントの形状を設定するために行われた。3つの焼鈍実験を行った。第1の実験では、編組体を直径10mmの管状マンドレル上を滑り入れた。この実験では、編組体の内径がマンドレル直径に非常に近いため、この編組体をマンドレル上に配置することは難しかった。第2の実験では、編組体を直径9mmのマンドレル上に容易に配置した。この編組体を軸方向に圧縮し、この状態でプラスチックのタイ−ラップ(tie-wrap)で保持した。第3の実験は、第2の実験と同じ方法で行われた。
【0061】
焼鈍後に、編組体は焼鈍マンドレル上で収縮し、焼鈍されたフィラメント交差角度は元の編組体角度より大きかった。焼きなまされた未切断ステントが外径についてレーザーマイクロメータを用いて測定された。スケールがピッチ長さを測定するために使用された。結果は、以下の表4に示されている。
【0062】
【表4】
【0063】
平均外径は、測定された外部ステント直径の平均値である。ピッチ長さは1つの完全なフィラメント螺旋体の長さである。フィラメント交差角度は、平均外径およびピッチ長さから、角度=180°−2Tan-1(P/πD)の式を用いて計算される。式中、pはピッチであり、Dは平均ステント外径マイナスフィラメント直径の2倍である。
【0064】
未切断ステント10は、その後、自由直径において30mmの長さに切断され、10フレンチのカテーテル配送システムに装荷された。この配送システムは、血管形成工程中にガイドワイヤ上を滑走する内管と外管とから構成されている。ステントは、内管の外表面上で軸方向に伸ばされ、かつ、半径方向に収縮させられ、外管が、ステントを拘束された状態で保持するために、拘束されたステント上を同軸的に滑走させられる。配送システムが、処理しようとする狭窄の中に配置されると、外管が引き戻されて、ステントが内管から弾発的に外れ、狭窄を突っ張って開くように自己膨張する。公称の外管内径は2.8448mmであり、内管外径は1.3208mmであった。内管および外管の間の間隙計算値は0.7642mmであった。ステント10は、配送システム上に30分間にわたって放置され、その後、ベンチトップ上において展開された。
【0065】
装荷前展開後の9個の10mmPLLAステント10の寸法が表5に示されている。
【0066】
【表5】
【0067】
最初の長さおよび直径は、その自由状態における切断されたステントに対して、台上で、焼鈍後であるが展開のために装荷される前に測定された。展開された長さおよび直径は焼鈍されたステントを10フレンチの配送システムの上に装荷し、台上で展開し、その自由状態となることを可能とした後に測定された。ステントは埋め込まれたときには、展開された直径の約80%にしか到達しないので、埋込時のステントの長さは埋込時にはより長くなる。
【0068】
装荷から生ずるステントの寸法変化は、試験試料毎に一定している。ステント10は、配送システム上に拘束されることにより変形された。この一定性により、設計の際に寸法変化を予想して勘案することができる。展開されたステント10の寸法は、装填前の同じステント10の寸法に比べてかなり変化した。変形は永久的でなく、ステント10は展開後数日間にわたって元の寸法に向かって戻った。例えば、実験#1からのステント10は、展開時から約3日後に、それらの元の装荷前の直径の約90%まで開いた。
【0069】
配送システムの拘束による残留応力は、材料中に残っていることが明らかであり、室温において、ステント10がその元の未変形状態に向かって戻ることができる期間にわたって解放される。残留応力を最小にすることができるならば、または、降伏強さに対する残留応力の大きさを最小にすることができるならば、または、応力解放を数日間の代わりに数秒間に促進させることができるならば、展開に際しての自己膨張量を迅速に増大させることができる。大きな残留応力がかかることを回避するために、装荷は、ステント10により小さい応力をかけて、すなわち、より大きい輪郭の配送システムの使用、内管と外管との間のより大きい間隙の使用、穏やかな装荷技術、または、別の配送システムのデザインを使用することにより、実施されることが好ましい。
【0070】
図11に示されているように、プッシャー形式の配送システムの使用が同軸的な内外管形式の配送システムより大きいステントの自己膨張を生ずる。米国特許第4,954,126号明細書を参照のこと。例えば、ステントの基端部を配送システムの先端部から押し出すことにより、ステント10は、展開中に軸方向の圧縮された状態にあるために、ステントがカテーテル配送システムの外管を滑り戻ることにより解放されるときよりも大きい自己膨張を生ずる。
【0071】
〈実施例11〜15〉
種々のPLLAモノフィラメント編み込みステント10を使用して実験を行った。ステント10を種々の寸法の管状焼鈍マンドレル上で焼鈍し、その後、装荷し、配送システムから展開した。36フレンチの配送システムが、ステント10をステンレス鋼外管から押し出した。10フレンチおよび18フレンチの配送システムは、外管が逆に引っ張られてステントが弾発的に開くことを許容するために外管が引き戻される、内外管カテーテル形式のシステムである。ステント10の外径を焼鈍後および配送システムからの展開後に測定した。半径方向の力の試験を展開されたステント10に対して、ステント長さの中心位置で金属ワイヤをステント外周の周りに巻き付け、ステントの元の(自由)値の半分までステントの直径の半径方向の収縮を生じさせるために、該ワイヤの各端部を引っ張る。ワイヤの端部をロードセルに取り付けて半径方向の収縮を生ずるのに必要な力を測定した。
【0072】
編み込みマンドレルの直径は編み込み棒の外径である。配送システムの寸法はフレンチ寸法で表した外径(または、mmで表した直径の約3倍)である。展開されたステントの外径および半径方向の力を、配送システムから台上に解放されたステントにおいて測定した。自己膨張百分率は(展開された直径/焼鈍された直径)×100である。
【0073】
PLLAの編み込まれたステントの装荷および展開実験、並びに半径方向の力試験に関する実験結果は、以下の表6に示されている。内外管カテーテル形式の配送システムは、プッシャー形式の配送システムより低い自己膨張百分率を生じた(それぞれ、58〜76%対85〜93%)。
【0074】
【表6】
【0075】
実験は、所定の編み込みデザインおよび配送システムデザインについてステントの半径方向の力と焼鈍されたステント直径との間に、ほぼ線状の関係があることを示した。本発明は特定の重合体ステント10のデザインに関する好適な焼鈍マンドレルの寸法を決める方法を提供している。例えば、PLLAの編み込みフィラメントステント10が特定の金属ステントまたは重合体ステントと等しい半径方向の力を有することが望まれる場合には、ベンチマークステントの半径方向の力を測定し、かつ、目標値として使用することができる。さらに、上記表6からの望ましい埋込寸法におけるまたはそれに近い寸法のステント10を、その後2種の異なる寸法の焼鈍マンドレル上で焼鈍し、展開された焼鈍ステントの半径方向の力を測定する。傾きおよび切片を試験結果から計算する。その後、線形方程式を、半径方向の力の目標値を与える焼鈍されたステント直径について解くために使用することができる。以下の実施例16は方法論を説明する。
【0076】
〈実施例16〉
36−フィラメントステントに関する表6中の半径方向の力のデータが、焼鈍されたステント直径に関する値に対してプロットされ、140℃で15分間にわたって焼鈍した36フレンチのプッシャー形式の配送システムから展開された直径0.36mmの36本のストランドを有するステント10に関して、図13に示されている。
【0077】
グラフはほぼ直線状である。傾きおよび切片が、この線から2組の座標(200g,19.4mmおよび113g,25.2mm)を使用して計算された。
RF(g)=m(annφ)+b
ここで、mは傾きであり、bは切片である。
m=200−113/19.4−25.2=−15
200=(−15)(19.4)+b,したがって、b=491。
RF(g)=(−15)(annφ)+491
…式1(36−フィラメントPLLAステント)
【0078】
例えば、半径方向の力の目標値が150gである場合には、
150=(−15)(annφ)+491
焼鈍されたステント直径=22.73mm
焼鈍マンドレル直径=ステント直径−4d
ここで、dはフィラメント直径である。
焼鈍マンドレル直径=21.29mmである。
【0079】
従って、配送システムからの展開後に望ましい半径方向の力を生ずることが予測される生体吸収性ステントを製造することができる。例えば、表6または表7から、36本のストランドのステント10のデザインは、直径0.36mmのPLLAフィラメントを有していた。その後、ステント10を直径21.29mmの管状マンドレル上で焼きなますことができる。焼鈍されたステント10は、埋込用に36フレンチのプッシャー配送システムに装荷することができる。
【0080】
同様な実験が、編み込みデザインに関する焼鈍ステント直径および配送システムの寸法から展開されがステントの直径(埋込寸法)を予測するために使用される。展開されたステント直径に対する焼鈍ステント直径のグラフは、ほぼ直線状であるため、線形方程式が展開されたステントの直径を予測するために使用された。2個のステント10が、2種の焼鈍マンドレル寸法から製造され、その後装荷され、かつ、配送システムから展開される。線形方程式は、実験結果から決めることができる。その後、この線形方程式を使用して、目標埋込寸法を与えるために必要な焼鈍マンドレル寸法を予測する。
【0081】
〈実施例17〉
36−フィラメントステントに関する表6中の展開されたステントの直径データが、焼鈍されたステントの直径に関する値に対してプロットされている(図13)。このグラフはほぼ直線状である。傾きおよび切片を2組の座標(16.4mm,19.4mmおよび23.4mm,25.2mm)を使用してこの線から計算した。
展開されたφ=m(annφ)+b
ここで、mは傾きであり、bは切片である。
m=16.4−23.4/19.4−25.2=1.21
16.4=(1.21)(19.4)+b、すなわち、b=−7.07。
展開されたφ=(1.21)(annφ)−7.07
…式2(36−フィラメントPLLAステント)
【0082】
例えば、展開された直径に対する目標値が20mmである場合には、
20=(1.21)(annφ)−7.07
焼鈍されたステント直径=22.37mm
焼鈍マンドレル直径=ステント直径−4d、dはフィラメント直径である。
焼鈍されたマンドレル直径=20.93mmである。
【0083】
従って、本発明は配送システムからの配置後の所望の半径方向の力および直径を与える生体吸収性ステントを提供する。例えば、表6または表7から、36本のストランドのステント10のデザインは、直径0.36mmのPLLAフィラメントを有する。ステント10は、直径20.93mmの管状マンドレル上で焼鈍し、36フレンチのプッシャー配送システムの上に埋込のために装荷することができる。さらに、ステント10は、上述されているように、約155グラムの半径方向の力を与える。
【0084】
焼鈍されたステントの直径および半径方向の力を予測するために線形方程式を使用することにより、製造および試験のためのデザインの合計繰り返し数が最小化される。予測式を展開するためには2つのデザインだけを行うべきである。
【0085】
表7からのPLLAフィラメントは、必要な配送システムと共に使用できる。線形方程式は、2つの試験シリーズを使用して導出することができ、その後に必要な焼鈍マンドレル寸法を予測することにより、半径方向の力および埋込寸法に関してステントのデザインを最適化することができる。
【0086】
【表7】
【表8】
【0087】
これらの実験は、PLLAフィラメントから製造されたステント10がある種の用途にとって望ましい特性を有することを示している。ステント10は測定可能な圧縮に対する抵抗を有しており、管腔壁にElGILOY(登録商標)より穏やかな力(より小さい半径方向の力)をかける。したがって、ステント10は、耐久性があり、かつ、柔軟であり、配送中に、曲がった脈管または管腔を通して移動することができる。PLLA材料は、高い生体適合性を有している。
【0088】
PLLAは最も好適な吸収性重合体であるが、他の重合体を使用することもできる。特に、ポリ−D−ラクチド(PDLA)、ポリグリコリド(PGA)、ポリジオキサノン、ポリカプロラクトン、ポリグルコネート、ポリ乳酸−ポリエチレンオキシド共重合体、変性セルロース、コラーゲン、ポリ(ヒドロキシブチレート、ポリ無水物、ポリホスホエステル、ポリ(アミノ酸)、または関連する共重合体材料が最も好適な重合体と同様な利点を与える。
【0089】
〈実施例18〉
直径0.15〜0.25mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.20〜0.30mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.22〜0.32mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.25〜0.35mmのポリジオキサノンからなる10本のフィラメントストランドから、直径3〜6mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルから滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも5フレンチの配送システムに装荷した。
【0090】
〈実施例19〉
直径0.20〜0.30mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.25〜0.35mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.27〜0.37mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.30〜0.40mmのポリジオキサノンからなる10本のフィラメントストランドから、直径3〜6mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルから滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも7フレンチの配送システムに装荷した。
【0091】
〈実施例20〉
直径0.20〜0.30mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.25〜0.35mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.27〜0.37mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.30〜0.40mmのポリジオキサノンの12本からなるフィラメントストランドから、直径3〜8mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルから滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも7フレンチの配送システムに装荷した。
【0092】
〈実施例21〉
直径0.35〜0.45mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.40〜0.50mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.42〜0.52mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.45〜0.55mmのポリジオキサノンからなる12本のフィラメントストランドから、直径3〜8mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルから滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも10フレンチの配送システムに装荷した。
【0093】
〈実施例22〉
直径0.30〜0.40mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.35〜0.45mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.37〜0.47mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.40〜0.50mmのポリジオキサノンからなる15本のフィラメントストランドから直径6〜10mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルから滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも8フレンチの配送システムに装荷した。
【0094】
〈実施例23〉
直径0.35〜0.45mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.40〜0.50mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.42〜0.52mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.45〜0.55mmのポリジオキサノンからなる15本のフィラメントストランドから直径6〜10mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルから滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも10フレンチの配送システムに装荷した。
【0095】
〈実施例24〉
直径0.35〜0.45mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.40〜0.50mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.42〜0.52mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.45〜0.55mmのポリジオキサノンからなる18本のフィラメントストランドから直径7〜12mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルを滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも10フレンチの配送システムに装荷した。
【0096】
〈実施例25〉
直径0.40〜0.50mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.45〜0.55mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.47〜0.57mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.50〜0.60mmのポリジオキサノンからなる18本のフィラメントストランドから直径7〜12mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルを滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも12フレンチの配送システムに装荷した。
【0097】
〈実施例26〉
直径0.20〜0.30mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.25〜0.35mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.27〜0.37mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.30〜0.40mmのポリジオキサノンからなる20本のフィラメントストランドから直径3〜9mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルを滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも9フレンチの配送システムに装荷した。
【0098】
〈実施例27〉
直径0.20〜0.30mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.25〜0.35mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.27〜0.37mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.30〜0.40mmのポリジオキサノンからなる24本のフィラメントストランドから直径8〜12mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルを滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも10フレンチの配送システムに装荷した。
【0099】
〈実施例28〉
直径0.25〜0.35mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.30〜0.40mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.32〜0.42mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.35〜0.45mmのポリジオキサノンからなる24本のフィラメントストランドから直径9〜14mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルを滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも12フレンチの配送システムに装荷した。
【0100】
〈実施例29〉
直径0.30〜0.40mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.35〜0.45mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.37〜0.47mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.40〜0.50mmのポリジオキサノンからなる24本のフィラメントストランドから直径12〜18mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルを滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも13フレンチの配送システムに装荷した。
【0101】
〈実施例30〉
直径0.30〜0.40mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.35〜0.45mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.37〜0.47mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.40〜0.50mmのポリジオキサノンからなる30本のフィラメントストランドから直径16〜26mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルを滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも14フレンチの配送システムに装荷した。
【0102】
〈実施例31〉
直径0.35〜0.45mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.40〜0.50mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.42〜0.52mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.45〜0.55mmのポリジオキサノンからなる36本のフィラメントストランドから直径20〜30mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルを滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも18フレンチの配送システムに装荷した。
【0103】
〈実施例32〉
直径0.35〜0.45mmのPLLA、PDLA、PLLA−PDLA共重合体、直径0.40〜0.50mmのPGA、PGA−PLLA共重合体、直径0.42〜0.52mmのPGA−ポリカプロラクトン共重合体、PGA−トリメチレンカーボネート共重合体、または、直径0.45〜0.55mmのポリジオキサノンからなる24本のフィラメントストランドから直径14〜20mmの編み込みマンドレル上で、120〜150°のフィラメント編み込み角度でステント10を製造し、この編組体が編み込みマンドレル上にあるときに、編み込みマンドレルの直径より0.2〜10mm小さい外径を有する棒または管状マンドレル上で、重合体のガラス転移温度と融解温度との間の温度において、5〜120分間にわたり、空気、真空、または不活性雰囲気中において、編組体を軸方向に伸ばした位置、自由な位置、または収縮した位置で焼鈍し、ほぼ室温に冷却し、焼鈍マンドレルを滑り外し、所望のステント長さに切断し、寸法が少なくとも14フレンチの配送システムに装荷した。
【0104】
図4〜図6は、ステント10を体内脈管内の処置部位に配送するための同軸の内外管カテーテル配送装置20を示している。
図示されているように、ステント10は、配送装置20の先端部分により運ばれ、そして配送装置上に半径方向に収縮または圧縮された状態で配置される。配送装置20の基端部分は、一般に、操作者による操作のために身体の外側に残る。
【0105】
配送装置20が、曲がった領域を含む体内脈カンマ他は管腔における処置部位にステント10を配送するために操作される方法は、図7〜図10に示されている。図示されているように、ステント10は、半径方向に圧縮された状態で、内管30の外側末端を囲む関係で配置される。ステント10は、ホース55の二重壁領域により内管30上に拘束される。ステント10が、内管30上であまりきつく拘束されないことが重要である。ホース55はステント10を定位置に保持するのにちょうど十分な力をステント10に適用すべきである。ホース55の二重壁領域は、弁本体40および基端側の管50を基端方向に引っ張ることによりステント10の周囲から取り外すことができる。二重壁領域がステント10を巻き外す。ステント10およびステント10と接触する内壁56との間には、摺動は生じない。基端方向への二重壁部分の移動につれて、ステント10の末端が半径方向に露出されて、体内脈管の壁に係合する。ホース55の二重壁部分が基端側に動き続けると、よりたくさんのステント10が、該ステント10の全長が露出され、かつ、体内脈管の壁に係合するまで半径方向に伸びる。
【0106】
管腔35は、予め経皮的に体内脈管中に挿入されているガイドワイヤ(図示略)に配送装置20を従わせることができるように使用される。内管30の管腔は、配送装置20の位置が(例えば、蛍光透視法またはX線技術の使用により)検知され得るように、造影剤の流体を配送装置20の先端の周りの領域に導入するために使用され得る。
【0107】
本発明のステントは、別の方法によりまたは別の装置を使用して配送されてもよい。例えば、Heyn他の米国特許第5,201,757号明細書に記載されている装置を利用してもよい。
【0108】
本発明の別の実施形態であるステント110が図12および図13に示されている。ステント110は、2組の反対方向に向けて、平行に、間隔をおいて螺旋状に巻かれた細長いストランドまたはフィラメント112から形成された管状装置であるという点では、上記のステント10と同様である。これらのフィラメント112の組は、例えば、目の粗い編または織り込み構造を形成するために、符号114のような点において交差している上下に編み込まれた構造で編み合わせられている。ステント110の一端116は、先細になっており、ステントの他の部分の直径から減じられた直径まで減少する直径を有している。ステント110は、上記のステント10と、その他の点では同一の構造であり、かつ、同じPLLAまたは吸収性重合体材料から製造され得る。ステント110は(上記のステント10の方法で)脈管内の所望の位置、例えば、下大静脈に、肺エンボリを防止する目的で適用され得る。この用途で使用されるときには、ステント110を大静脈中に、高い精度および機能で挿入され、フィルタとして機能する。
【0109】
ステント10,110はかなりの利点を与える。特に、それらを構成する重合体は、高い生体適合性を有し、狭窄および細菌付着に対する良好な耐性を示す。ステント10,110は比較的低い弾性係数、中程度に低い強度、および高い延性を有する。したがって、それらは耐久性があると同時に、曲がった体内脈管を通して処置部位に配送され得るほど十分な柔軟性を有する。PLLAステント10,110は最近のElgiloy(登録商標)ステントよりも穏やかな半径方向の力を管腔に与える。ステント構造の中に、より大きいまたはより小さい直径のフィラメントを使用することにより半径方向の力をより高くまたはより低くすることができる。
【0110】
本発明は、好適な実施形態に関して記載されてきたが、当業者は、発明の精神および範囲から逸脱しないような形態および詳細において変更を行右ことができることを認識できる。
前記の考察から、生体吸収性の自己膨張性のステント10が、より大きい効率および使用者の便利性のために多数の方法および材料を使用して広範囲の寸法およびスタイルで構成できることは明らかである。
【0111】
本発明に関連して有利に使用できる他の生体吸収性ステントは、本出願と同時に出願され、本出願の譲渡人に共通して譲渡された、J.Stinson の「Bioabsorbable Implantable Endoprosthesis With Reservoir And Method Of Using Same」という名称の米国特許出願第08/905,806号に開示されている。
【0112】
本発明に関連して有利に使用できる生体吸収性マーカーは、本出願と同時に出願され、本出願の譲渡人に共通して譲渡された、J.StinsonおよびClaude Clerc の「Radiopaque Markers And Methods Of Using Same」という名称の米国特許出願第08/905,821号に開示されている。
【0113】
本発明に関連して有利に使用できる他の生体吸収性マーカーはJ.Stinsonの本出願と同時に出願され、本出願の譲渡人に共通して譲渡された「放射線不透過性成分を有する生体吸収性マーカーおよびその使用方法」という名称の米国特許出願番号08/904,951に開示されている。
【0114】
本発明の上記の実施形態は、単にその原理の記述だけであり、限定しようとするものではない。ここに開示されている発明の他の変更は、各技術の専門家が思いつくものであり、全てのそのような変更は特許請求の範囲により定義される発明の範囲内にあるものであると考えられる。
【図面の簡単な説明】
【図1】 フィラメントの網目状の形態を示す本発明に従うステントの斜視図である。
【図2】 図1に示されたステントの部分的な縦断面図である。
【図3】 図1に示されたステントのフィラメントの1つの横断面図である。
【図4】 図1に示されたステントを装荷している配送装置の側面図である。
【図5】 図4中の符号5において鎖線で囲まれた配送装置の一部の詳細図である。
【図6】 図4中の符号6において鎖線で囲まれた配送装置の一部の詳細図である。
【図7】 体内管腔内のステント展開操作中における図4に示された配送装置およびステントの末端部分の部分的な縦断面図である。
【図8】 図7と同様の縦断面図である。
【図9】 図7と同様の縦断面図である。
【図10】 図7と同様の縦断面図である。
【図11】 プッシャー形式の配送装置の側面図である。
【図12】 本発明に従うステントの第2の実施形態を示す側面図である。
【図13】 図12に示されたステントの端面図である。
【図14】 PLLAステントの焼鈍されたステントの直径に対する半径方向の力および展開された直径を示すプロットである。
【図15】 PLLAフィラメントバッチの疲労試験結果のグラフを示す図である。
【図16】 図15と同様の図である。
【図17】 図15と同様の図である。
【図18】 図15と同様の図である。
【符号の説明】
10,110 ステント
12 フィラメント
20 配送装置
Claims (27)
- 管状の、半径方向に圧縮可能かつ自己膨張可能な、編み込まれかつ焼鈍された構造を有する、生体吸収される埋め込み可能なステントであって、
各々が、前記ステント(10)の中心線に沿って螺旋形態で延び、かつ、第1の共通の巻き方向を有する5〜18本の間の第1組のフィラメント(12)と、各々が、前記ステント(10)の中心線に沿って螺旋形態で延び、かつ、第2の共通の巻き方向を有する前記第1組のフィラメント(12)と同じ数の第2組のフィラメント(12)とを具備し、
該第2組のフィラメント(12)は、前記第1組のフィラメント(12)との間に複数の交差点を形成するように、焼鈍後で配送装置(20)への装荷前の半径方向に膨張した第1の自由状態にあるときに、約120〜約150゜の間の軸方向に向かう角度で前記第1組のフィラメント(12)と交差し、各フィラメント(12)が、PLLA、PDLA、PGAまたはこれらの組み合わせからなり、かつ、実質的に中実かつ実質的に均一な断面、約40ksi(276MPa)〜約120ksi(827MPa)の引っ張り強度および約400,000psi(2,758MPa)〜約2,000,000psi(13,790MPa)の縦弾性係数、並びに、約0.15mm〜約0.6mmの平均直径を有し、
前記第1組のフィラメント(12)および第2組のフィメント(12)が、前記配送装置(20)からの展開に際して、体内脈管内にステント(10)を埋め込むために十分な半径方向外方に向かう力を生成するように相互に作用し、
焼鈍される前の第1の自由な半径方向に膨張した状態であるときに、前記ステント(10)は特定の直径(A)を有し、該ステント(10)はより小さい直径(B)において焼鈍され、焼鈍された前記ステント(10)は直径(C)を有する配送システムから展開され、次いで前記ステント(10)は望ましい埋込直径(D)まで自己膨張し、これら直径間の関係はA>B>D>Cであることを特徴とするステント。 - 前記ステント(10)が、前記配送装置(20)に装荷されかつその後に該展開装置(20)から解放された後の半径方向に膨張した第2の自由状態を有し、該半径方向に膨張した第2の自由状態にあるときに、前記第1組および第2組のフィラメント(12)が、約80〜約145゜の間の軸方向に向かう角度で交差することを特徴とする請求項1記載のステント。
- 前記ステント(10)が、前記展開装置(20)に装荷されかつその後に該展開装置(20)から解放された後の半径方向に膨張した第2の自由状態と、約3mm〜約6mmの第2の自由状態の直径とを有し、前記半径方向に膨張した第2の自由状態にあるときに、前記第1組および第2組のフィラメント(12)が、約90〜約100゜の間の軸方向に向かう角度で交差することを特徴とする請求項1記載のステント。
- 前記軸方向に向かう角度が、前記半径方向に膨張した第2の自由状態にあるときに、約110〜約120゜の間にあることを特徴とする請求項2記載のステント。
- 前記ステント(10)が、前記半径方向に膨張した第2の自由状態にあるときに、一の外径を有し、該ステント(10)が、前記外径の半分において約40グラム〜300グラムの半径方向外方に向かう力を発揮することを特徴とする請求項2記載のステント。
- 前記ステント(10)が、前記配送装置(20)に装荷され、該配送装置(20)から体内脈管内に解放され、その後体内脈管内に埋め込まれた後の埋込状態を有し、前記ステント(10)が前記埋込状態にあるときに、前記第1組および第2組のフィラメント(12)が、約95〜約105゜の間の軸方向に向かう角度で交差することを特徴とする請求項2記載のステント。
- 前記ステント(10)が、その自由直径の半分まで半径方向に抑制され、前記装置により印加される前記半径方向の力(RF、グラム)が、焼鈍された後の直径(D、mm)の関数として、
RF=−15D+491±20
の関係を有することを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。 - 前記ステント(10)が、約60℃〜約180℃の温度で、約5分〜約120分間、焼鈍されることを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記ステント(10)が、約130℃〜約150℃の温度で、約10分〜約20分間、焼鈍されることを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記ステント(10)が、約130°〜約150°の交差角度を与えるように焼鈍されることを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記ステント(10)が、さらに、ステント配送装置(20)内に配置され、かつ、前記フィラメント(12)が、約30°〜約120°の交差角度を有することを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記ステント(10)が、配送システム(20)から体内管腔内に展開され、前記フィラメント(12)が、約70°〜約130°の交差角度を有することを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記ステント(10)が、約3年以内に、体内管腔に対して構造的一体性を提供することを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記ステント(10)が、さらに、ポリジオキサノン、ポリカプロラクトン、ポリグルコネート、ポリ乳酸ポリエチレンオキシド共重合体、変性セルロース、コラーゲン、ポリ(ヒドロキシブチレート)、ポリ無水物、ポリホスホエステル、ポリ(アミノ酸)またはこれらの組み合わせからなることを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記フィラメント(12)が、モノフィラメントまたはマルチフィラメントであることを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- ステント(10)が、生体内において約1年〜約2年で実質的に分解することを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記フィラメント(12)が、ポリグリコリドからなり、前記ステントが、生体内において約3ヶ月〜約1年の時間内で実質的に分解することを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記フィラメント(12)が、さらに、ポリグルコネート、ポリジオキサノンまたはこれらの組み合わせからなり、前記ステント(10)が、生体内において、約1週間〜約3ヶ月で実質的に分解することを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記ステント(10)が、フィルタとして機能するように、少なくとも1つの直径が漸次減少する端部を有することを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記フィラメント(12)が、断面および長さ方向に実質的に均質であることを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記フィラメント(12)が、約400,000psi(2,758MPa)〜約1,200,000psi(8,274MPa)の縦弾性係数を有することを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記フィラメント(12)が、約700,000psi(4,827MPa)〜約1,200,000psi(8,274MPa)の縦弾性係数を有することを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- 前記ステント(10)が、管を形成するために、螺旋状に巻かれかつ網目状の形態に編み合わせられた多数のフィラメント(12)を含んでいることを特徴とする請求項1記載の生体吸収される埋込可能なステント。
- PLLA、PDLA、PGAまたはこれらの組み合わせからなる複数の細長いフィラメント(12)を供給し、
管状の、半径方向に圧縮可能な、軸方向に柔軟で半径方向に自己膨張可能な装置であって、最終的な埋め込まれた装置の直径より大きな、約2mm〜約10mmの第1の直径を有する装置を形成するために、前記フィラメント(12)を、約3mm〜約30mmの第1のマンドレル上において、約120゜〜約150゜の編み込み角度で編み込むステップと、
前記装置を、前記第1の直径より小さい第2の直径を有する第2のマンドレル上において、ほぼ重合体ガラス転移温度と溶解温度との間の温度で、約5〜120分間焼鈍するステップとを具備し、
前記第2のマンドレルの直径が、半径方向の力を焼鈍されたステントの直径に関連づける線形方程式から計算されるように適合され、
該線形方程式が、2つの焼鈍マンドレル直径から製造され、装置配送システムから展開された2つのステントの試作品からの測定された半径方向の力および測定された焼鈍されたステントの直径のデータから導き出されていることを特徴とするプロセスから製造される生体吸収される埋込可能な装置。 - 各フィラメント(12)が、実質的に均一な断面、約40ksi(276MPa)〜約120ksi(827MPa)の引っ張り強度、および約400,000psi(2,758MPa)〜約2,000,000psi(13,790MPa)の縦弾性係数を有することを特徴とする請求項24のプロセスから製造される生体吸収される埋込可能な装置。
- 前記装置が、焼鈍によって半径方向に収縮されることを特徴とする請求項24記載のプロセスから製造される生体吸収される埋込可能な装置。
- 本質的にポリ(アルファヒドロキシ酸)からなり、約0.15mm〜約0.60mmの平均直径を有する約10〜36本のフィラメント(12)を供給し、
約3mm〜約30mmの直径(A)を有する編み込みマンドレル上に、約120゜〜約150゜の編み込み角度で前記フィラメント(12)を編み込み、
その編組体を前記編み込みマンドレルから取り外し、前記編み込みマンドレルの直径(A)よりも約0.2mm〜約10mm小さい外径(B)を有する焼鈍マンドレル上に前記編組体を配置し、
該編組体を、ほぼ重合体ガラス転移温度と溶解温度との間の温度で、約5〜120分間焼鈍するステップと、
該ステント(10)を冷却させるステップと、
を有し、
焼鈍された前記ステント(10)は直径(C)を有する配送システムから展開され、次いで前記ステント(10)は望ましい埋込直径(D)まで自己膨張し、直径A、B、C、及びDの間の関係はA>B>D>Cであることを特徴とするステントの製造方法。
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---|---|---|---|---|
US6949116B2 (en) * | 1996-05-08 | 2005-09-27 | Carag Ag | Device for plugging an opening such as in a wall of a hollow or tubular organ including biodegradable elements |
US7749585B2 (en) * | 1996-10-08 | 2010-07-06 | Alan Zamore | Reduced profile medical balloon element |
US7351421B2 (en) * | 1996-11-05 | 2008-04-01 | Hsing-Wen Sung | Drug-eluting stent having collagen drug carrier chemically treated with genipin |
US10028851B2 (en) | 1997-04-15 | 2018-07-24 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Coatings for controlling erosion of a substrate of an implantable medical device |
US6240616B1 (en) | 1997-04-15 | 2001-06-05 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of manufacturing a medicated porous metal prosthesis |
US8172897B2 (en) | 1997-04-15 | 2012-05-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymer and metal composite implantable medical devices |
US6174330B1 (en) * | 1997-08-01 | 2001-01-16 | Schneider (Usa) Inc | Bioabsorbable marker having radiopaque constituents |
US6245103B1 (en) * | 1997-08-01 | 2001-06-12 | Schneider (Usa) Inc | Bioabsorbable self-expanding stent |
US6626939B1 (en) * | 1997-12-18 | 2003-09-30 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent-graft with bioabsorbable structural support |
US6264689B1 (en) | 1998-03-31 | 2001-07-24 | Scimed Life Systems, Incorporated | Low profile medical stent |
US6520983B1 (en) | 1998-03-31 | 2003-02-18 | Scimed Life Systems, Inc. | Stent delivery system |
US7452371B2 (en) * | 1999-06-02 | 2008-11-18 | Cook Incorporated | Implantable vascular device |
US7004962B2 (en) * | 1998-07-27 | 2006-02-28 | Schneider (Usa), Inc. | Neuroaneurysm occlusion and delivery device and method of using same |
CA2308434C (en) * | 1998-09-08 | 2008-02-05 | Kabushikikaisha Igaki Iryo Sekkei | Stent for vessels |
US6551241B1 (en) * | 1999-12-17 | 2003-04-22 | Leonard S. Schultz | Instruments and methods for performing percutaneous surgery |
US7018401B1 (en) | 1999-02-01 | 2006-03-28 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Woven intravascular devices and methods for making the same and apparatus for delivery of the same |
US6368346B1 (en) * | 1999-06-03 | 2002-04-09 | American Medical Systems, Inc. | Bioresorbable stent |
DE10004832A1 (de) * | 2000-01-31 | 2001-08-16 | Ethicon Gmbh | Flächiges Implantat mit röntgensichtbaren Elementen |
US20050267560A1 (en) * | 2000-02-03 | 2005-12-01 | Cook Incorporated | Implantable bioabsorbable valve support frame |
US7070615B1 (en) * | 2000-03-13 | 2006-07-04 | Keiji Igaki | Linear material for blood vessel stent and blood vessel stent utilizing same |
US8460367B2 (en) | 2000-03-15 | 2013-06-11 | Orbusneich Medical, Inc. | Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device |
US9522217B2 (en) | 2000-03-15 | 2016-12-20 | Orbusneich Medical, Inc. | Medical device with coating for capturing genetically-altered cells and methods for using same |
US8088060B2 (en) | 2000-03-15 | 2012-01-03 | Orbusneich Medical, Inc. | Progenitor endothelial cell capturing with a drug eluting implantable medical device |
US8109994B2 (en) | 2003-01-10 | 2012-02-07 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Biodegradable drug delivery material for stent |
US7875283B2 (en) * | 2000-04-13 | 2011-01-25 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Biodegradable polymers for use with implantable medical devices |
US6527801B1 (en) * | 2000-04-13 | 2003-03-04 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Biodegradable drug delivery material for stent |
AU2001267075A1 (en) * | 2000-06-13 | 2001-12-24 | Scimed Life Systems, Inc. | Disintegrating stent and method of making same |
US6569191B1 (en) | 2000-07-27 | 2003-05-27 | Bionx Implants, Inc. | Self-expanding stent with enhanced radial expansion and shape memory |
US6602272B2 (en) | 2000-11-02 | 2003-08-05 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Devices configured from heat shaped, strain hardened nickel-titanium |
US7976648B1 (en) | 2000-11-02 | 2011-07-12 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Heat treatment for cold worked nitinol to impart a shape setting capability without eventually developing stress-induced martensite |
US6855161B2 (en) | 2000-12-27 | 2005-02-15 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Radiopaque nitinol alloys for medical devices |
US7266687B2 (en) * | 2001-02-16 | 2007-09-04 | Motorola, Inc. | Method and apparatus for storing and distributing encryption keys |
ATE376818T1 (de) | 2001-02-27 | 2007-11-15 | Igaki Iryo Sekkei Kk | Stent-halteelement und stent-zufuhrsystem |
US20020188342A1 (en) * | 2001-06-01 | 2002-12-12 | Rykhus Robert L. | Short-term bioresorbable stents |
US6926732B2 (en) | 2001-06-01 | 2005-08-09 | Ams Research Corporation | Stent delivery device and method |
US6821291B2 (en) | 2001-06-01 | 2004-11-23 | Ams Research Corporation | Retrievable stent and method of use thereof |
US6551341B2 (en) * | 2001-06-14 | 2003-04-22 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Devices configured from strain hardened Ni Ti tubing |
US7727221B2 (en) | 2001-06-27 | 2010-06-01 | Cardiac Pacemakers Inc. | Method and device for electrochemical formation of therapeutic species in vivo |
US7008446B1 (en) * | 2001-08-17 | 2006-03-07 | James Peter Amis | Thermally pliable and carbon fiber stents |
US6747121B2 (en) | 2001-09-05 | 2004-06-08 | Synthes (Usa) | Poly(L-lactide-co-glycolide) copolymers, methods for making and using same, and devices containing same |
US7989018B2 (en) | 2001-09-17 | 2011-08-02 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Fluid treatment of a polymeric coating on an implantable medical device |
US7285304B1 (en) | 2003-06-25 | 2007-10-23 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Fluid treatment of a polymeric coating on an implantable medical device |
US6863683B2 (en) | 2001-09-19 | 2005-03-08 | Abbott Laboratoris Vascular Entities Limited | Cold-molding process for loading a stent onto a stent delivery system |
US7572287B2 (en) | 2001-10-25 | 2009-08-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Balloon expandable polymer stent with reduced elastic recoil |
US20030135265A1 (en) * | 2002-01-04 | 2003-07-17 | Stinson Jonathan S. | Prostheses implantable in enteral vessels |
US20030153972A1 (en) * | 2002-02-14 | 2003-08-14 | Michael Helmus | Biodegradable implantable or insertable medical devices with controlled change of physical properties leading to biomechanical compatibility |
US20030153971A1 (en) * | 2002-02-14 | 2003-08-14 | Chandru Chandrasekaran | Metal reinforced biodegradable intraluminal stents |
US20040034407A1 (en) | 2002-08-16 | 2004-02-19 | John Sherry | Covered stents with degradable barbs |
US20040045645A1 (en) * | 2002-09-10 | 2004-03-11 | Scimed Life Systems, Inc. | Shaped reinforcing member for medical device and method for making the same |
US6733536B1 (en) * | 2002-10-22 | 2004-05-11 | Scimed Life Systems | Male urethral stent device |
US7285287B2 (en) * | 2002-11-14 | 2007-10-23 | Synecor, Llc | Carbon dioxide-assisted methods of providing biocompatible intraluminal prostheses |
US20040098090A1 (en) * | 2002-11-14 | 2004-05-20 | Williams Michael S. | Polymeric endoprosthesis and method of manufacture |
US20040098106A1 (en) * | 2002-11-14 | 2004-05-20 | Williams Michael S. | Intraluminal prostheses and carbon dioxide-assisted methods of impregnating same with pharmacological agents |
US6887266B2 (en) | 2002-11-14 | 2005-05-03 | Synecor, Llc | Endoprostheses and methods of manufacture |
US7001425B2 (en) * | 2002-11-15 | 2006-02-21 | Scimed Life Systems, Inc. | Braided stent method for its manufacture |
US7491234B2 (en) | 2002-12-03 | 2009-02-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices for delivery of therapeutic agents |
US7758881B2 (en) | 2004-06-30 | 2010-07-20 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Anti-proliferative and anti-inflammatory agent combination for treatment of vascular disorders with an implantable medical device |
US8435550B2 (en) | 2002-12-16 | 2013-05-07 | Abbot Cardiovascular Systems Inc. | Anti-proliferative and anti-inflammatory agent combination for treatment of vascular disorders with an implantable medical device |
US6932930B2 (en) * | 2003-03-10 | 2005-08-23 | Synecor, Llc | Intraluminal prostheses having polymeric material with selectively modified crystallinity and methods of making same |
AU2004222340B2 (en) | 2003-03-14 | 2009-11-12 | Intersect Ent, Inc. | Sinus delivery of sustained release therapeutics |
CN1819803A (zh) * | 2003-04-10 | 2006-08-16 | 库尔斯恩蒂斯股份公司 | 用于暂时固定足趾的装置 |
US7942892B2 (en) | 2003-05-01 | 2011-05-17 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Radiopaque nitinol embolic protection frame |
DK1638615T3 (en) * | 2003-05-08 | 2015-01-12 | Tepha Inc | MEDICAL POLYHYDROXYALKANOATE TEXTILES AND FIBERS |
US7651529B2 (en) * | 2003-05-09 | 2010-01-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stricture retractor |
WO2005003300A2 (en) * | 2003-06-04 | 2005-01-13 | University Of South Carolina | Tissue scaffold having aligned fibrils, apparatus and method for producing same, and methods of using same |
US7186789B2 (en) * | 2003-06-11 | 2007-03-06 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Bioabsorbable, biobeneficial polyester polymers for use in drug eluting stent coatings |
KR20060028695A (ko) * | 2003-06-16 | 2006-03-31 | 난양 테크놀러지컬 유니버시티 | 고분자 스텐트 및 이의 제조 방법 |
US7647111B2 (en) * | 2003-07-31 | 2010-01-12 | Medtronic, Inc. | Connector assembly for connecting a lead and an implantable medical device |
EP1658416B1 (en) * | 2003-08-25 | 2006-12-27 | Jeffery A. Spray | Expandable tubulars for use in geologic structures, methods for expanding tubulars, and methods of manufacturing expandable tubulars |
US20050049670A1 (en) * | 2003-08-29 | 2005-03-03 | Jones Donald K. | Self-expanding stent and stent delivery system for treatment of vascular disease |
US20050049669A1 (en) * | 2003-08-29 | 2005-03-03 | Jones Donald K. | Self-expanding stent and stent delivery system with distal protection |
US20050049668A1 (en) * | 2003-08-29 | 2005-03-03 | Jones Donald K. | Self-expanding stent and stent delivery system for treatment of vascular stenosis |
US7198675B2 (en) | 2003-09-30 | 2007-04-03 | Advanced Cardiovascular Systems | Stent mandrel fixture and method for selectively coating surfaces of a stent |
US7056286B2 (en) | 2003-11-12 | 2006-06-06 | Adrian Ravenscroft | Medical device anchor and delivery system |
US6972025B2 (en) * | 2003-11-18 | 2005-12-06 | Scimed Life Systems, Inc. | Intravascular filter with bioabsorbable centering element |
US20050113904A1 (en) * | 2003-11-25 | 2005-05-26 | Shank Peter J. | Composite stent with inner and outer stent elements and method of using the same |
US8435285B2 (en) | 2003-11-25 | 2013-05-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Composite stent with inner and outer stent elements and method of using the same |
US20050149172A1 (en) * | 2003-12-22 | 2005-07-07 | Ashish Varma | Minimal injury resorbable stent |
US20050137678A1 (en) * | 2003-12-22 | 2005-06-23 | Medtronic Vascular, Inc. | Low profile resorbable stent |
JP4842144B2 (ja) | 2003-12-23 | 2011-12-21 | サドラ・メディカル・インコーポレーテッド | 再配備可能な心臓弁 |
US9526609B2 (en) * | 2003-12-23 | 2016-12-27 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Methods and apparatus for endovascularly replacing a patient's heart valve |
US20050214339A1 (en) * | 2004-03-29 | 2005-09-29 | Yiwen Tang | Biologically degradable compositions for medical applications |
AU2005253930B2 (en) * | 2004-05-11 | 2011-04-28 | Oregon Health And Science University | Interfacial stent and method of maintaining patency of surgical fenestrations |
US20060206200A1 (en) | 2004-05-25 | 2006-09-14 | Chestnut Medical Technologies, Inc. | Flexible vascular occluding device |
US8267985B2 (en) | 2005-05-25 | 2012-09-18 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for delivering and deploying an occluding device within a vessel |
ES2607402T3 (es) | 2004-05-25 | 2017-03-31 | Covidien Lp | Dispositivo de oclusión vascular flexible |
US8623067B2 (en) | 2004-05-25 | 2014-01-07 | Covidien Lp | Methods and apparatus for luminal stenting |
KR101300437B1 (ko) | 2004-05-25 | 2013-08-26 | 코비디엔 엘피 | 동맥류용 혈관 스텐트 |
US8617234B2 (en) | 2004-05-25 | 2013-12-31 | Covidien Lp | Flexible vascular occluding device |
US8568469B1 (en) | 2004-06-28 | 2013-10-29 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent locking element and a method of securing a stent on a delivery system |
US8241554B1 (en) | 2004-06-29 | 2012-08-14 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of forming a stent pattern on a tube |
US8747879B2 (en) | 2006-04-28 | 2014-06-10 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of fabricating an implantable medical device to reduce chance of late inflammatory response |
US8778256B1 (en) | 2004-09-30 | 2014-07-15 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Deformation of a polymer tube in the fabrication of a medical article |
US7971333B2 (en) | 2006-05-30 | 2011-07-05 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Manufacturing process for polymetric stents |
US7731890B2 (en) | 2006-06-15 | 2010-06-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methods of fabricating stents with enhanced fracture toughness |
US8747878B2 (en) | 2006-04-28 | 2014-06-10 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of fabricating an implantable medical device by controlling crystalline structure |
US20060025852A1 (en) * | 2004-08-02 | 2006-02-02 | Armstrong Joseph R | Bioabsorbable self-expanding endolumenal devices |
US9283099B2 (en) | 2004-08-25 | 2016-03-15 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent-catheter assembly with a releasable connection for stent retention |
DE102004044679A1 (de) * | 2004-09-09 | 2006-03-16 | Biotronik Vi Patent Ag | Implantat mit geringer Radialfestigkeit |
US7229471B2 (en) | 2004-09-10 | 2007-06-12 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Compositions containing fast-leaching plasticizers for improved performance of medical devices |
US8043553B1 (en) | 2004-09-30 | 2011-10-25 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Controlled deformation of a polymer tube with a restraining surface in fabricating a medical article |
US7875233B2 (en) | 2004-09-30 | 2011-01-25 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of fabricating a biaxially oriented implantable medical device |
US8173062B1 (en) | 2004-09-30 | 2012-05-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Controlled deformation of a polymer tube in fabricating a medical article |
US20080132994A1 (en) * | 2004-10-08 | 2008-06-05 | Robert Burgermeister | Geometry and non-metallic material for high strength, high flexibility, controlled recoil stent |
JPWO2006051912A1 (ja) * | 2004-11-12 | 2008-05-29 | 株式会社 京都医療設計 | 脈管用ステント |
US20080086110A1 (en) * | 2004-11-19 | 2008-04-10 | Galdonik Jason A | Extendable Device On An Aspiration Catheter |
US7632307B2 (en) * | 2004-12-16 | 2009-12-15 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Abluminal, multilayer coating constructs for drug-delivery stents |
DE102005003632A1 (de) | 2005-01-20 | 2006-08-17 | Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. | Katheter für die transvaskuläre Implantation von Herzklappenprothesen |
KR100675379B1 (ko) * | 2005-01-25 | 2007-01-29 | 삼성전자주식회사 | 프린팅 시스템 및 프린팅 방법 |
WO2006083991A2 (en) * | 2005-02-04 | 2006-08-10 | Poly-Med, Inc. | Fiber-reinforced composite absorbable endoureteral stent |
US8083806B2 (en) * | 2005-02-04 | 2011-12-27 | Poly-Med, Inc. | Radiation and radiochemically sterilized fiber-reinforced, composite urinogenital stents |
US8083805B2 (en) * | 2005-08-16 | 2011-12-27 | Poly-Med, Inc. | Absorbable endo-urological devices and applications therefor |
JP4824747B2 (ja) * | 2005-03-24 | 2011-11-30 | メドトロニック カルディオ ヴァスキュラー インコーポレイテッド | 血管内ステントおよび血管内ステント搬送システム |
EP2298319A1 (en) * | 2005-04-04 | 2011-03-23 | Sinexus, Inc. | Device and methods for treating paranasal sinus conditions |
US7381048B2 (en) | 2005-04-12 | 2008-06-03 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stents with profiles for gripping a balloon catheter and molds for fabricating stents |
WO2006116636A1 (en) * | 2005-04-28 | 2006-11-02 | The Cleveland Clinic Foundation | Stent with integrated filter |
US8273101B2 (en) | 2005-05-25 | 2012-09-25 | Tyco Healthcare Group Lp | System and method for delivering and deploying an occluding device within a vessel |
CN101180006B (zh) | 2005-05-25 | 2010-09-22 | 切斯纳特医药技术公司 | 用于在血管内输送和展开封堵器的*** |
US7622070B2 (en) * | 2005-06-20 | 2009-11-24 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of manufacturing an implantable polymeric medical device |
WO2007002392A2 (en) * | 2005-06-24 | 2007-01-04 | Power Ten, Llc | Expandable surgical site access system |
US8298565B2 (en) | 2005-07-15 | 2012-10-30 | Micell Technologies, Inc. | Polymer coatings containing drug powder of controlled morphology |
WO2007011708A2 (en) | 2005-07-15 | 2007-01-25 | Micell Technologies, Inc. | Stent with polymer coating containing amorphous rapamycin |
US7658880B2 (en) | 2005-07-29 | 2010-02-09 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymeric stent polishing method and apparatus |
US20070038292A1 (en) * | 2005-08-09 | 2007-02-15 | Moise Danielpour | Bio-absorbable stent |
US9248034B2 (en) | 2005-08-23 | 2016-02-02 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Controlled disintegrating implantable medical devices |
US7899533B2 (en) * | 2005-10-25 | 2011-03-01 | Medtronic, Inc. | System and method of AV interval selection in an implantable medical device |
US7867547B2 (en) | 2005-12-19 | 2011-01-11 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Selectively coating luminal surfaces of stents |
US20070156230A1 (en) | 2006-01-04 | 2007-07-05 | Dugan Stephen R | Stents with radiopaque markers |
US8840660B2 (en) | 2006-01-05 | 2014-09-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Bioerodible endoprostheses and methods of making the same |
US20070162110A1 (en) * | 2006-01-06 | 2007-07-12 | Vipul Bhupendra Dave | Bioabsorbable drug delivery devices |
US7951185B1 (en) | 2006-01-06 | 2011-05-31 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Delivery of a stent at an elevated temperature |
US20070160672A1 (en) * | 2006-01-06 | 2007-07-12 | Vipul Bhupendra Dave | Methods of making bioabsorbable drug delivery devices comprised of solvent cast films |
US20070158880A1 (en) * | 2006-01-06 | 2007-07-12 | Vipul Bhupendra Dave | Methods of making bioabsorbable drug delivery devices comprised of solvent cast tubes |
US8089029B2 (en) | 2006-02-01 | 2012-01-03 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Bioabsorbable metal medical device and method of manufacture |
ATE520425T1 (de) * | 2006-02-07 | 2011-09-15 | Tepha Inc | Verstärkte polymilchsäurepolymere und -copolymere |
US9592325B2 (en) * | 2006-02-07 | 2017-03-14 | Tepha, Inc. | Polymeric, degradable drug-eluting stents and coatings |
US8979921B2 (en) * | 2006-02-07 | 2015-03-17 | Tepha, Inc. | Polymeric, degradable drug-eluting stents and coatings |
US8152833B2 (en) | 2006-02-22 | 2012-04-10 | Tyco Healthcare Group Lp | Embolic protection systems having radiopaque filter mesh |
US20070203564A1 (en) * | 2006-02-28 | 2007-08-30 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Biodegradable implants having accelerated biodegradation properties in vivo |
US20070225759A1 (en) * | 2006-03-22 | 2007-09-27 | Daniel Thommen | Method for delivering a medical device to the heart of a patient |
US20070225472A1 (en) * | 2006-03-23 | 2007-09-27 | Varshney Sunil K | Polyanhydride polymers and their uses in biomedical devices |
EP1839600A1 (en) * | 2006-03-30 | 2007-10-03 | Levitronix LLC | Expandable conduit-guide |
EP1839601A1 (en) * | 2006-03-30 | 2007-10-03 | Levitronix LLC | Self-expanding cannula |
US7964210B2 (en) | 2006-03-31 | 2011-06-21 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Degradable polymeric implantable medical devices with a continuous phase and discrete phase |
US8048150B2 (en) | 2006-04-12 | 2011-11-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Endoprosthesis having a fiber meshwork disposed thereon |
PL2019657T3 (pl) | 2006-04-26 | 2015-10-30 | Micell Technologies Inc | Powłoki zawierające wiele leków |
US9155646B2 (en) * | 2006-04-27 | 2015-10-13 | Brs Holdings, Llc | Composite stent with bioremovable ceramic flakes |
US9101505B2 (en) * | 2006-04-27 | 2015-08-11 | Brs Holdings, Llc | Composite stent |
US8003156B2 (en) | 2006-05-04 | 2011-08-23 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Rotatable support elements for stents |
WO2007134239A2 (en) * | 2006-05-12 | 2007-11-22 | Cordis Corporation | Balloon expandable bioabsorbable drug eluting flexible stent |
US7594928B2 (en) * | 2006-05-17 | 2009-09-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Bioabsorbable stents with reinforced filaments |
US7761968B2 (en) | 2006-05-25 | 2010-07-27 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of crimping a polymeric stent |
US20130325104A1 (en) * | 2006-05-26 | 2013-12-05 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Stents With Radiopaque Markers |
US20080097620A1 (en) * | 2006-05-26 | 2008-04-24 | Nanyang Technological University | Implantable article, method of forming same and method for reducing thrombogenicity |
US7951194B2 (en) | 2006-05-26 | 2011-05-31 | Abbott Cardiovascular Sysetms Inc. | Bioabsorbable stent with radiopaque coating |
US8343530B2 (en) | 2006-05-30 | 2013-01-01 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Polymer-and polymer blend-bioceramic composite implantable medical devices |
US7842737B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-11-30 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Polymer blend-bioceramic composite implantable medical devices |
US7959940B2 (en) | 2006-05-30 | 2011-06-14 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymer-bioceramic composite implantable medical devices |
US20070282432A1 (en) * | 2006-05-31 | 2007-12-06 | Stinson Jonathan S | Implantable medical endoprostheses |
US8034287B2 (en) | 2006-06-01 | 2011-10-11 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Radiation sterilization of medical devices |
US8486135B2 (en) | 2006-06-01 | 2013-07-16 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Implantable medical devices fabricated from branched polymers |
US8603530B2 (en) | 2006-06-14 | 2013-12-10 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Nanoshell therapy |
US8048448B2 (en) | 2006-06-15 | 2011-11-01 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Nanoshells for drug delivery |
US8535372B1 (en) | 2006-06-16 | 2013-09-17 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Bioabsorbable stent with prohealing layer |
US8333000B2 (en) | 2006-06-19 | 2012-12-18 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Methods for improving stent retention on a balloon catheter |
US8017237B2 (en) | 2006-06-23 | 2011-09-13 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Nanoshells on polymers |
US9072820B2 (en) | 2006-06-26 | 2015-07-07 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymer composite stent with polymer particles |
US8128688B2 (en) | 2006-06-27 | 2012-03-06 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Carbon coating on an implantable device |
US7794776B1 (en) | 2006-06-29 | 2010-09-14 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Modification of polymer stents with radiation |
US7740791B2 (en) | 2006-06-30 | 2010-06-22 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method of fabricating a stent with features by blow molding |
US8047980B2 (en) | 2006-07-10 | 2011-11-01 | Mcneil-Ppc, Inc. | Method of treating urinary incontinence |
US10219884B2 (en) | 2006-07-10 | 2019-03-05 | First Quality Hygienic, Inc. | Resilient device |
US8535707B2 (en) * | 2006-07-10 | 2013-09-17 | Intersect Ent, Inc. | Devices and methods for delivering active agents to the osteomeatal complex |
US8613698B2 (en) | 2006-07-10 | 2013-12-24 | Mcneil-Ppc, Inc. | Resilient device |
US10004584B2 (en) | 2006-07-10 | 2018-06-26 | First Quality Hygienic, Inc. | Resilient intravaginal device |
EP2043570B1 (en) | 2006-07-10 | 2018-10-31 | First Quality Hygienic, Inc. | Resilient device |
US7823263B2 (en) | 2006-07-11 | 2010-11-02 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Method of removing stent islands from a stent |
US9089627B2 (en) * | 2006-07-11 | 2015-07-28 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Stent fabricated from polymer composite toughened by a dispersed phase |
US7998404B2 (en) | 2006-07-13 | 2011-08-16 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Reduced temperature sterilization of stents |
US7757543B2 (en) | 2006-07-13 | 2010-07-20 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Radio frequency identification monitoring of stents |
US20080014170A1 (en) * | 2006-07-14 | 2008-01-17 | Olexander Hnojewyj | Drug delivery polyanhydride composition and method |
US7794495B2 (en) | 2006-07-17 | 2010-09-14 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Controlled degradation of stents |
US7886419B2 (en) | 2006-07-18 | 2011-02-15 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent crimping apparatus and method |
EP3047860A1 (en) * | 2006-07-20 | 2016-07-27 | OrbusNeich Medical, Inc. | Bioabsorbable polymeric composition for a medical device |
US8460364B2 (en) * | 2006-07-20 | 2013-06-11 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable polymeric medical device |
WO2008011612A2 (en) * | 2006-07-20 | 2008-01-24 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable polymeric medical device |
US8016879B2 (en) | 2006-08-01 | 2011-09-13 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Drug delivery after biodegradation of the stent scaffolding |
EP2054537A2 (en) | 2006-08-02 | 2009-05-06 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Endoprosthesis with three-dimensional disintegration control |
US9173733B1 (en) | 2006-08-21 | 2015-11-03 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Tracheobronchial implantable medical device and methods of use |
US20080085293A1 (en) * | 2006-08-22 | 2008-04-10 | Jenchen Yang | Drug eluting stent and therapeutic methods using c-Jun N-terminal kinase inhibitor |
US7923022B2 (en) | 2006-09-13 | 2011-04-12 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Degradable polymeric implantable medical devices with continuous phase and discrete phase |
EP2068782B1 (en) | 2006-09-15 | 2011-07-27 | Boston Scientific Limited | Bioerodible endoprostheses |
CA2663303A1 (en) | 2006-09-15 | 2008-03-20 | Boston Scientific Limited | Endoprosthesis with adjustable surface features |
EP2399616A1 (en) | 2006-09-15 | 2011-12-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Bioerodible endoprosthesis with biostable inorganic layers |
JP2010503489A (ja) | 2006-09-15 | 2010-02-04 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 生体内分解性内部人工器官およびその製造方法 |
CA2663220A1 (en) | 2006-09-15 | 2008-03-20 | Boston Scientific Limited | Medical devices and methods of making the same |
US20100016946A1 (en) * | 2006-09-18 | 2010-01-21 | C.R. Bard, Inc | Single layer eptfe and discrete bioresorbable rings |
JP2010503482A (ja) | 2006-09-18 | 2010-02-04 | ボストン サイエンティフィック リミテッド | 内部人工器官 |
FR2906454B1 (fr) * | 2006-09-28 | 2009-04-10 | Perouse Soc Par Actions Simpli | Implant destine a etre place dans un conduit de circulation du sang. |
JP2010504820A (ja) * | 2006-09-28 | 2010-02-18 | クック・インコーポレイテッド | 胸部大動脈瘤を修復するための装置および方法 |
US7959942B2 (en) * | 2006-10-20 | 2011-06-14 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable medical device with coating |
US8691321B2 (en) * | 2006-10-20 | 2014-04-08 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable polymeric composition and medical device background |
WO2008051935A1 (en) | 2006-10-22 | 2008-05-02 | Idev Technologies, Inc. | Methods for securing strand ends and the resulting devices |
US8876881B2 (en) | 2006-10-22 | 2014-11-04 | Idev Technologies, Inc. | Devices for stent advancement |
CA2667325A1 (en) * | 2006-10-23 | 2008-05-02 | Bioabsorbable Therapeutics, Inc. | A drug-release composition having a therapeutic carrier |
CA2668481A1 (en) * | 2006-11-06 | 2008-05-15 | Bioring Sa | Resorbable intra-urethral prosthesis |
US10413284B2 (en) | 2006-11-07 | 2019-09-17 | Corvia Medical, Inc. | Atrial pressure regulation with control, sensing, monitoring and therapy delivery |
US10624621B2 (en) | 2006-11-07 | 2020-04-21 | Corvia Medical, Inc. | Devices and methods for the treatment of heart failure |
US20110257723A1 (en) | 2006-11-07 | 2011-10-20 | Dc Devices, Inc. | Devices and methods for coronary sinus pressure relief |
US9232997B2 (en) | 2006-11-07 | 2016-01-12 | Corvia Medical, Inc. | Devices and methods for retrievable intra-atrial implants |
US8882697B2 (en) | 2006-11-07 | 2014-11-11 | Dc Devices, Inc. | Apparatus and methods to create and maintain an intra-atrial pressure relief opening |
US8099849B2 (en) | 2006-12-13 | 2012-01-24 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Optimizing fracture toughness of polymeric stent |
ATE528024T1 (de) | 2006-12-27 | 2011-10-15 | Shriners Hospitals Children | Sehnen- oder bänderbioprothesen und herstellungsverfahren dafür |
EP2277563B1 (en) | 2006-12-28 | 2014-06-25 | Boston Scientific Limited | Bioerodible endoprostheses and method of making the same |
CA2679712C (en) | 2007-01-08 | 2016-11-15 | Micell Technologies, Inc. | Stents having biodegradable layers |
US11426494B2 (en) | 2007-01-08 | 2022-08-30 | MT Acquisition Holdings LLC | Stents having biodegradable layers |
US8182890B2 (en) * | 2007-01-19 | 2012-05-22 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods for their fabrication |
US20130150943A1 (en) | 2007-01-19 | 2013-06-13 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods for their fabrication |
US8814930B2 (en) * | 2007-01-19 | 2014-08-26 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprosthesis and methods for their fabrication |
ES2393639T3 (es) | 2007-01-21 | 2012-12-26 | Hemoteq Ag | Producto médico para tratar cierres de conductos corporales y prevención de nuevos cierres |
US20080183278A1 (en) * | 2007-01-26 | 2008-07-31 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Implantable medical endoprostheses |
US8858633B2 (en) * | 2007-02-20 | 2014-10-14 | Shriners Hospital For Children | In vivo hydraulic fixation including bio-rivets using biocompatible expandable fibers |
DE102007008479A1 (de) | 2007-02-21 | 2008-09-04 | Orlowski, Michael, Dr. | Beschichtetes Expandierbares System |
US8262723B2 (en) | 2007-04-09 | 2012-09-11 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Implantable medical devices fabricated from polymer blends with star-block copolymers |
US7896915B2 (en) | 2007-04-13 | 2011-03-01 | Jenavalve Technology, Inc. | Medical device for treating a heart valve insufficiency |
US9433516B2 (en) | 2007-04-17 | 2016-09-06 | Micell Technologies, Inc. | Stents having controlled elution |
US7829008B2 (en) | 2007-05-30 | 2010-11-09 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Fabricating a stent from a blow molded tube |
US7959857B2 (en) | 2007-06-01 | 2011-06-14 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Radiation sterilization of medical devices |
US8202528B2 (en) | 2007-06-05 | 2012-06-19 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Implantable medical devices with elastomeric block copolymer coatings |
US8293260B2 (en) | 2007-06-05 | 2012-10-23 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Elastomeric copolymer coatings containing poly (tetramethyl carbonate) for implantable medical devices |
US8425591B1 (en) | 2007-06-11 | 2013-04-23 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods of forming polymer-bioceramic composite medical devices with bioceramic particles |
US8048441B2 (en) | 2007-06-25 | 2011-11-01 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Nanobead releasing medical devices |
US7901452B2 (en) | 2007-06-27 | 2011-03-08 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Method to fabricate a stent having selected morphology to reduce restenosis |
US8048147B2 (en) | 2007-06-27 | 2011-11-01 | Aga Medical Corporation | Branched stent/graft and method of fabrication |
US7955381B1 (en) | 2007-06-29 | 2011-06-07 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymer-bioceramic composite implantable medical device with different types of bioceramic particles |
US9192697B2 (en) | 2007-07-03 | 2015-11-24 | Hemoteq Ag | Balloon catheter for treating stenosis of body passages and for preventing threatening restenosis |
US8372131B2 (en) | 2007-07-16 | 2013-02-12 | Power Ten , LLC | Surgical site access system and deployment device for same |
US20110130822A1 (en) * | 2007-07-20 | 2011-06-02 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable Polymeric Compositions and Medical Devices |
US8052745B2 (en) | 2007-09-13 | 2011-11-08 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Endoprosthesis |
US9034007B2 (en) | 2007-09-21 | 2015-05-19 | Insera Therapeutics, Inc. | Distal embolic protection devices with a variable thickness microguidewire and methods for their use |
US7956100B2 (en) * | 2007-09-28 | 2011-06-07 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Implantable medical devices fabricated from block copolymers |
WO2009050888A1 (ja) | 2007-10-16 | 2009-04-23 | Kabusikikaisha Kyoto Iryo Sekkei | 脈管ステント用の管状体形成エレメント及び脈管ステント |
DE102007053070B4 (de) * | 2007-11-07 | 2011-08-25 | Acandis GmbH & Co. KG, 76327 | Medizinisches Implantat und Verfahren zur Herstellung eines derartigen Implantats |
US20090143815A1 (en) | 2007-11-30 | 2009-06-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Apparatus and Method for Sealing a Vessel Puncture Opening |
CZ303081B6 (cs) * | 2007-12-13 | 2012-03-21 | Ella-Cs, S. R. O. | Zpusob výroby samoexpanzního biodegradabilního stentu |
DK2231065T3 (da) | 2007-12-18 | 2021-02-01 | Intersect Ent Inc | Selvekspanderende anordninger |
US7972373B2 (en) * | 2007-12-19 | 2011-07-05 | Advanced Technologies And Regenerative Medicine, Llc | Balloon expandable bioabsorbable stent with a single stress concentration region interconnecting adjacent struts |
US20110009692A1 (en) * | 2007-12-26 | 2011-01-13 | Yossi Gross | Nitric oxide generation to treat female sexual dysfunction |
US8317857B2 (en) * | 2008-01-10 | 2012-11-27 | Telesis Research, Llc | Biodegradable self-expanding prosthesis |
US8303650B2 (en) | 2008-01-10 | 2012-11-06 | Telesis Research, Llc | Biodegradable self-expanding drug-eluting prosthesis |
WO2009089072A1 (en) * | 2008-01-11 | 2009-07-16 | Bioabsorbable Therapeutics, Inc. | Braided, biodegradable stents and methods |
US8501290B2 (en) * | 2008-01-15 | 2013-08-06 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Implantable medical devices fabricated from polyurethanes with biodegradable hard and soft blocks and blends thereof |
US8789524B2 (en) | 2008-01-22 | 2014-07-29 | General Electric Company | Pulse width modulated medical gas concentration control |
US8626290B2 (en) | 2008-01-31 | 2014-01-07 | Enopace Biomedical Ltd. | Acute myocardial infarction treatment by electrical stimulation of the thoracic aorta |
US20100305392A1 (en) * | 2008-01-31 | 2010-12-02 | Enopace Biomedical Ltd. | Thoracic aorta and vagus nerve stimulation |
US8626299B2 (en) * | 2008-01-31 | 2014-01-07 | Enopace Biomedical Ltd. | Thoracic aorta and vagus nerve stimulation |
US9005106B2 (en) * | 2008-01-31 | 2015-04-14 | Enopace Biomedical Ltd | Intra-aortic electrical counterpulsation |
US8538535B2 (en) | 2010-08-05 | 2013-09-17 | Rainbow Medical Ltd. | Enhancing perfusion by contraction |
US9681869B2 (en) | 2008-02-22 | 2017-06-20 | Mimedx Group, Inc. | Biostaples suitable for wrist, hand and other ligament replacements or repairs |
WO2011104269A1 (en) | 2008-02-26 | 2011-09-01 | Jenavalve Technology Inc. | Stent for the positioning and anchoring of a valvular prosthesis in an implantation site in the heart of a patient |
US9044318B2 (en) | 2008-02-26 | 2015-06-02 | Jenavalve Technology Gmbh | Stent for the positioning and anchoring of a valvular prosthesis |
US8052719B2 (en) | 2008-04-01 | 2011-11-08 | Lonnie Paulos | Suture anchoring assemblies and methods of use |
US9445804B2 (en) | 2008-04-01 | 2016-09-20 | The Lonnie And Shannon Paulos Trust (As Amended And Restated) | Suture anchoring assemblies and methods of use |
MX2010011485A (es) | 2008-04-17 | 2011-03-01 | Micell Technologies Inc | Stents que contienen capas bioadsorbibles. |
US7998192B2 (en) | 2008-05-09 | 2011-08-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Endoprostheses |
WO2009140437A1 (en) | 2008-05-13 | 2009-11-19 | Nfocus Neuromedical, Inc. | Braid implant delivery systems |
US9216077B2 (en) * | 2008-05-16 | 2015-12-22 | Mimedx Group, Inc. | Medical constructs of twisted lengths of collagen fibers and methods of making same |
US8236046B2 (en) | 2008-06-10 | 2012-08-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Bioerodible endoprosthesis |
US8206635B2 (en) | 2008-06-20 | 2012-06-26 | Amaranth Medical Pte. | Stent fabrication via tubular casting processes |
US10898620B2 (en) | 2008-06-20 | 2021-01-26 | Razmodics Llc | Composite stent having multi-axial flexibility and method of manufacture thereof |
US8206636B2 (en) | 2008-06-20 | 2012-06-26 | Amaranth Medical Pte. | Stent fabrication via tubular casting processes |
ES2528655T3 (es) | 2008-06-27 | 2015-02-11 | Kabusiki Kaisha Kyoto Iryo Sekkei | Cánula vascular |
US8298466B1 (en) | 2008-06-27 | 2012-10-30 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Method for fabricating medical devices with porous polymeric structures |
AU2009270849B2 (en) | 2008-07-17 | 2013-11-21 | Micell Technologies, Inc. | Drug delivery medical device |
US9510856B2 (en) | 2008-07-17 | 2016-12-06 | Micell Technologies, Inc. | Drug delivery medical device |
GB0813659D0 (en) | 2008-07-25 | 2008-09-03 | Smith & Nephew | Fracture putty |
US7985252B2 (en) | 2008-07-30 | 2011-07-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Bioerodible endoprosthesis |
AU2009276505B2 (en) | 2008-08-01 | 2015-04-23 | Intersect Ent, Inc. | Methods and devices for crimping self-expanding devices |
US9005274B2 (en) * | 2008-08-04 | 2015-04-14 | Stentys Sas | Method for treating a body lumen |
US8382824B2 (en) | 2008-10-03 | 2013-02-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical implant having NANO-crystal grains with barrier layers of metal nitrides or fluorides |
EP2349363B1 (en) * | 2008-10-09 | 2018-12-05 | MiMedx Group, Inc. | Methods of making biocomposite medical constructs and related constructs including artificial tissues, vessels and patches |
WO2010042854A1 (en) * | 2008-10-10 | 2010-04-15 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable polymeric medical device |
WO2010042952A1 (en) * | 2008-10-11 | 2010-04-15 | Orbusneich Medical, Inc. | Bioabsorbable polymeric compositions and medical devices |
US20100191323A1 (en) * | 2009-01-23 | 2010-07-29 | Mitchell Wayne Cox | Biodegradable stent graft |
EP2393628B1 (en) * | 2009-02-03 | 2017-06-21 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Improved laser cutting system |
EP2393625A1 (en) * | 2009-02-03 | 2011-12-14 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Improved laser cutting process for forming stents |
US8461478B2 (en) * | 2009-02-03 | 2013-06-11 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Multiple beam laser system for forming stents |
US8267992B2 (en) | 2009-03-02 | 2012-09-18 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Self-buffering medical implants |
JP2012522589A (ja) | 2009-04-01 | 2012-09-27 | ミシェル テクノロジーズ,インコーポレイテッド | 被覆ステント |
US20100299911A1 (en) * | 2009-05-13 | 2010-12-02 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Methods for manufacturing an endoprosthesis |
US10357640B2 (en) | 2009-05-15 | 2019-07-23 | Intersect Ent, Inc. | Expandable devices and methods for treating a nasal or sinus condition |
US9265633B2 (en) | 2009-05-20 | 2016-02-23 | 480 Biomedical, Inc. | Drug-eluting medical implants |
CA2762811C (en) * | 2009-05-20 | 2023-03-21 | Arsenal Medical, Inc. | Self-expandable medical device comprising polymeric strands and coatings thereon |
US9309347B2 (en) | 2009-05-20 | 2016-04-12 | Biomedical, Inc. | Bioresorbable thermoset polyester/urethane elastomers |
US20110319987A1 (en) | 2009-05-20 | 2011-12-29 | Arsenal Medical | Medical implant |
US8888840B2 (en) * | 2009-05-20 | 2014-11-18 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Drug eluting medical implant |
US8992601B2 (en) * | 2009-05-20 | 2015-03-31 | 480 Biomedical, Inc. | Medical implants |
US9014787B2 (en) | 2009-06-01 | 2015-04-21 | Focal Therapeutics, Inc. | Bioabsorbable target for diagnostic or therapeutic procedure |
WO2010144325A1 (en) * | 2009-06-08 | 2010-12-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Crosslinked bioabsorbable medical devices |
US10369256B2 (en) | 2009-07-10 | 2019-08-06 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Use of nanocrystals for drug delivery from a balloon |
JP5933434B2 (ja) * | 2009-07-17 | 2016-06-08 | ボストン サイエンティフィック サイムド,インコーポレイテッドBoston Scientific Scimed,Inc. | 薬剤送達バルーンの製造方法 |
CZ20011U1 (cs) * | 2009-08-11 | 2009-08-31 | Ella-Cs, S. R. O. | Biodegradabilní stent |
US9642993B2 (en) | 2011-12-22 | 2017-05-09 | Corvia Medical, Inc. | Methods and devices for intra-atrial shunts having selectable flow rates |
US8372133B2 (en) * | 2009-10-05 | 2013-02-12 | 480 Biomedical, Inc. | Polymeric implant delivery system |
US8845682B2 (en) * | 2009-10-13 | 2014-09-30 | E-Pacing, Inc. | Vasculature closure devices and methods |
EP2496189A4 (en) | 2009-11-04 | 2016-05-11 | Nitinol Devices And Components Inc | ALTERNATIVE PERIPHERAL BRIDGE STENT DESIGN AND METHOD FOR USE THEREOF |
WO2011081712A1 (en) * | 2009-12-31 | 2011-07-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Cryo activated drug delivery and cutting balloons |
CA2786575A1 (en) | 2010-01-29 | 2011-08-04 | Dc Devices, Inc. | Devices and systems for treating heart failure |
US8808353B2 (en) | 2010-01-30 | 2014-08-19 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Crush recoverable polymer scaffolds having a low crossing profile |
US8568471B2 (en) | 2010-01-30 | 2013-10-29 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Crush recoverable polymer scaffolds |
EP2531140B1 (en) | 2010-02-02 | 2017-11-01 | Micell Technologies, Inc. | Stent and stent delivery system with improved deliverability |
US8668732B2 (en) | 2010-03-23 | 2014-03-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Surface treated bioerodible metal endoprostheses |
EP2560576B1 (en) | 2010-04-22 | 2018-07-18 | Micell Technologies, Inc. | Stents and other devices having extracellular matrix coating |
CA2799459A1 (en) | 2010-05-25 | 2011-12-01 | Jenavalve Technology Inc. | Prosthetic heart valve and transcatheter delivered endoprosthesis comprising a prosthetic heart valve and a stent |
US9023095B2 (en) | 2010-05-27 | 2015-05-05 | Idev Technologies, Inc. | Stent delivery system with pusher assembly |
EP2593039B1 (en) | 2010-07-16 | 2022-11-30 | Micell Technologies, Inc. | Drug delivery medical device |
EP2611476B1 (en) | 2010-09-02 | 2016-08-10 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Coating process for drug delivery balloons using heat-induced rewrap memory |
US20120059451A1 (en) | 2010-09-08 | 2012-03-08 | Qiang Zhang | Method of Manufacturing a Polymeric Stent Having Reduced Recoil |
US8556511B2 (en) | 2010-09-08 | 2013-10-15 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Fluid bearing to support stent tubing during laser cutting |
US9962275B2 (en) * | 2010-10-07 | 2018-05-08 | Randy Louis Werneth | Temporary gastric device (TGD) and method of use |
EP2624791B1 (en) | 2010-10-08 | 2017-06-21 | Confluent Medical Technologies, Inc. | Alternating circumferential bridge stent design |
US8649863B2 (en) | 2010-12-20 | 2014-02-11 | Rainbow Medical Ltd. | Pacemaker with no production |
US10531942B2 (en) * | 2011-02-28 | 2020-01-14 | Adient Medical, Inc. | Absorbable vascular filter |
US20120221040A1 (en) * | 2011-02-28 | 2012-08-30 | Mitchell Donn Eggers | Absorbable Vascular Filter |
EP2680784B1 (en) * | 2011-02-28 | 2021-07-21 | Adient Medical, Inc. | Absorbable vascular filter |
CA2829339C (en) | 2011-03-08 | 2018-10-16 | Mimedx, Inc. | Collagen fiber ribbons with integrated fixation sutures and methods of making the same |
JP5751619B2 (ja) | 2011-04-14 | 2015-07-22 | 朝日インテック株式会社 | ステント |
KR101256908B1 (ko) * | 2011-04-28 | 2013-04-23 | (주)에이치비메디컬스 | 주름제거용 충전체 |
US8545546B2 (en) | 2011-05-13 | 2013-10-01 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Bioabsorbable scaffolds made from composites |
AU2012203620B9 (en) * | 2011-06-24 | 2014-10-02 | Cook Medical Technologies Llc | Helical Stent |
JP6505438B2 (ja) * | 2011-06-30 | 2019-04-24 | エリクシアー メディカル コーポレイション | 生分解性内部人工器官およびその作製方法 |
US9694106B2 (en) | 2011-07-11 | 2017-07-04 | Mimedx Group, Inc. | Synthetic collagen threads for cosmetic uses including skin wrinkle treatments and associated methods |
CA2841360A1 (en) | 2011-07-15 | 2013-01-24 | Micell Technologies, Inc. | Drug delivery medical device |
US8726483B2 (en) | 2011-07-29 | 2014-05-20 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods for uniform crimping and deployment of a polymer scaffold |
WO2013022458A1 (en) | 2011-08-05 | 2013-02-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Methods of converting amorphous drug substance into crystalline form |
WO2013028208A1 (en) | 2011-08-25 | 2013-02-28 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device with crystalline drug coating |
WO2013035092A2 (en) | 2011-09-09 | 2013-03-14 | Enopace Biomedical Ltd. | Wireless endovascular stent-based electrodes |
US8855783B2 (en) | 2011-09-09 | 2014-10-07 | Enopace Biomedical Ltd. | Detector-based arterial stimulation |
US10188772B2 (en) | 2011-10-18 | 2019-01-29 | Micell Technologies, Inc. | Drug delivery medical device |
WO2013067294A1 (en) | 2011-11-02 | 2013-05-10 | Mimedx Group, Inc. | Implantable collagen devices and related methods and systems of making same |
US9408952B2 (en) * | 2011-11-30 | 2016-08-09 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Pediatric application of bioabsorbable polymer stents in infants and children with congenital heart defects |
US20140303667A1 (en) * | 2011-12-02 | 2014-10-09 | Inceptus Medical, Llc | Embolic protection device and methods of use |
AU2012347644B2 (en) | 2011-12-09 | 2017-04-20 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Subintimal recanalization with bio-absorbable stent |
US9386991B2 (en) | 2012-02-02 | 2016-07-12 | Rainbow Medical Ltd. | Pressure-enhanced blood flow treatment |
GB2499211B (en) | 2012-02-08 | 2016-03-02 | Cook Medical Technologies Llc | Bioabsorbable stent and implantable medical device |
US20130289389A1 (en) | 2012-04-26 | 2013-10-31 | Focal Therapeutics | Surgical implant for marking soft tissue |
WO2013177109A1 (en) | 2012-05-21 | 2013-11-28 | Medplate Lifesciences Corporation | Collapsible, shape memory alloy structures and folding fixtures for collapsing same |
CN104427956B (zh) | 2012-07-13 | 2016-09-28 | 波士顿科学国际有限公司 | 用于经导管递送的可收缩笼球人工瓣膜 |
US9155647B2 (en) | 2012-07-18 | 2015-10-13 | Covidien Lp | Methods and apparatus for luminal stenting |
US8968387B2 (en) | 2012-07-23 | 2015-03-03 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Shape memory bioresorbable polymer peripheral scaffolds |
KR101231197B1 (ko) * | 2012-09-20 | 2013-02-07 | 썬텍 주식회사 | 고분자 스텐트 |
US9114001B2 (en) | 2012-10-30 | 2015-08-25 | Covidien Lp | Systems for attaining a predetermined porosity of a vascular device |
US9452070B2 (en) | 2012-10-31 | 2016-09-27 | Covidien Lp | Methods and systems for increasing a density of a region of a vascular device |
US9943427B2 (en) | 2012-11-06 | 2018-04-17 | Covidien Lp | Shaped occluding devices and methods of using the same |
US9157174B2 (en) | 2013-02-05 | 2015-10-13 | Covidien Lp | Vascular device for aneurysm treatment and providing blood flow into a perforator vessel |
CN110269959A (zh) | 2013-03-12 | 2019-09-24 | 脉胜医疗技术公司 | 可生物吸收的生物医学植入物 |
US10561509B2 (en) | 2013-03-13 | 2020-02-18 | DePuy Synthes Products, Inc. | Braided stent with expansion ring and method of delivery |
CN112089505B (zh) | 2013-03-14 | 2024-01-05 | 因特尔赛克特耳鼻喉公司 | 用于治疗鼻窦病状的***、装置以及方法 |
JP6437517B2 (ja) | 2013-03-15 | 2018-12-12 | インセラ セラピューティクス,インク. | 血管治療装置及び方法 |
US8715315B1 (en) | 2013-03-15 | 2014-05-06 | Insera Therapeutics, Inc. | Vascular treatment systems |
US8715314B1 (en) | 2013-03-15 | 2014-05-06 | Insera Therapeutics, Inc. | Vascular treatment measurement methods |
US8679150B1 (en) | 2013-03-15 | 2014-03-25 | Insera Therapeutics, Inc. | Shape-set textile structure based mechanical thrombectomy methods |
JP6155765B2 (ja) * | 2013-03-29 | 2017-07-05 | 日本ゼオン株式会社 | 消化管ステント |
CA2912387C (en) | 2013-05-15 | 2019-04-16 | Micell Technologies, Inc. | Bioabsorbable biomedical implants |
WO2015009634A2 (en) | 2013-07-15 | 2015-01-22 | E-Pacing, Inc. | Vasculature closure devices and methods |
EP3216428A1 (en) * | 2013-08-09 | 2017-09-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Atraumatic stents including radiopaque connectors |
CN105491978A (zh) | 2013-08-30 | 2016-04-13 | 耶拿阀门科技股份有限公司 | 用于假体瓣膜的径向可折叠框架及其制造方法 |
US9320628B2 (en) | 2013-09-09 | 2016-04-26 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Endoprosthesis devices including biostable and bioabsorable regions |
US10779965B2 (en) | 2013-11-06 | 2020-09-22 | Enopace Biomedical Ltd. | Posts with compliant junctions |
US10675450B2 (en) * | 2014-03-12 | 2020-06-09 | Corvia Medical, Inc. | Devices and methods for treating heart failure |
US10123863B2 (en) | 2014-03-28 | 2018-11-13 | Cook Medical Technologies Llc | Mechanism for applying high radial force in less-elastic medical devices |
EP3171786B1 (en) | 2014-07-23 | 2020-05-13 | Corvia Medical, Inc. | Devices for treating heart failure |
EP3171820B1 (en) | 2014-07-25 | 2022-11-16 | Hologic, Inc. | Implantable devices and techniques for oncoplastic surgery |
US9259339B1 (en) | 2014-08-15 | 2016-02-16 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication |
US9730819B2 (en) | 2014-08-15 | 2017-08-15 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication |
US9480588B2 (en) | 2014-08-15 | 2016-11-01 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication |
ES2807178T3 (es) | 2014-08-15 | 2021-02-22 | Tepha Inc | Suturas de autorretención de poli-4-hidroxibutirato y copolímeros del mismo |
US9855156B2 (en) | 2014-08-15 | 2018-01-02 | Elixir Medical Corporation | Biodegradable endoprostheses and methods of their fabrication |
US10206796B2 (en) | 2014-08-27 | 2019-02-19 | DePuy Synthes Products, Inc. | Multi-strand implant with enhanced radiopacity |
WO2016036833A1 (en) * | 2014-09-02 | 2016-03-10 | Rutgers, The State University Of New Jersey | Biocompatible textile sleeves to support and guide muscle regeneration and methods of use thereof |
US9999527B2 (en) | 2015-02-11 | 2018-06-19 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Scaffolds having radiopaque markers |
WO2016176602A1 (en) * | 2015-04-29 | 2016-11-03 | Micro Medical Solutions, Inc. | Stent delivery system |
US10709555B2 (en) | 2015-05-01 | 2020-07-14 | Jenavalve Technology, Inc. | Device and method with reduced pacemaker rate in heart valve replacement |
US9700443B2 (en) | 2015-06-12 | 2017-07-11 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Methods for attaching a radiopaque marker to a scaffold |
CN110464403B (zh) * | 2015-09-07 | 2021-08-31 | 先健科技(深圳)有限公司 | 可吸收封堵器 |
GB2543506B (en) * | 2015-10-19 | 2018-11-28 | Cook Medical Technologies Llc | Biodegradable vascular filter |
EP3399949B1 (en) | 2016-01-09 | 2024-03-06 | Stentit BV | Fibrous tubular construct for stenting applications |
JP2019508201A (ja) | 2016-02-16 | 2019-03-28 | インセラ セラピューティクス,インク. | 吸引装置および固定された血流迂回装置 |
US11406812B2 (en) | 2016-03-21 | 2022-08-09 | Ramtin Agah | Methods and systems for deployment, charging and retrieval of intracardiac pumps |
EP4183371A1 (en) | 2016-05-13 | 2023-05-24 | JenaValve Technology, Inc. | Heart valve prosthesis delivery system and method for delivery of heart valve prosthesis with introducer sheath and loading system |
ES2873887T3 (es) | 2016-05-16 | 2021-11-04 | Elixir Medical Corp | Liberación de stent |
US11622872B2 (en) | 2016-05-16 | 2023-04-11 | Elixir Medical Corporation | Uncaging stent |
US10076428B2 (en) | 2016-08-25 | 2018-09-18 | DePuy Synthes Products, Inc. | Expansion ring for a braided stent |
US10292851B2 (en) | 2016-09-30 | 2019-05-21 | DePuy Synthes Products, Inc. | Self-expanding device delivery apparatus with dual function bump |
EP3913124A1 (en) | 2016-10-14 | 2021-11-24 | Inceptus Medical, LLC | Braiding machine and methods of use |
US10575841B1 (en) | 2016-11-29 | 2020-03-03 | The Lonnie and Shannon Paulos Trust | Soft locking suture anchor assembly and methods of use |
AU2017387027B2 (en) * | 2016-12-29 | 2020-04-23 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices formed from polymer filaments |
EP3573579B1 (en) | 2017-01-27 | 2023-12-20 | JenaValve Technology, Inc. | Heart valve mimicry |
JP7296317B2 (ja) | 2017-02-24 | 2023-06-22 | インセプタス メディカル リミテッド ライアビリティ カンパニー | 血管閉塞装置および方法 |
CN111542657B (zh) | 2017-10-14 | 2022-08-16 | 因赛普特斯医学有限责任公司 | 编织机及其使用方法 |
JP7166270B2 (ja) | 2017-11-06 | 2022-11-07 | Eaファーマ株式会社 | ステント及びそれを含む医療機器 |
US10792144B2 (en) | 2017-11-07 | 2020-10-06 | Nelson Rene Torales | Longitudinally and radially flexible anastomosis stent |
GB2568884A (en) * | 2017-11-28 | 2019-06-05 | Stretchline Intellectual Properties Ltd | A stretchable tubular elastic article |
AU2019204522A1 (en) | 2018-07-30 | 2020-02-13 | DePuy Synthes Products, Inc. | Systems and methods of manufacturing and using an expansion ring |
US10456280B1 (en) | 2018-08-06 | 2019-10-29 | DePuy Synthes Products, Inc. | Systems and methods of using a braided implant |
US10278848B1 (en) | 2018-08-06 | 2019-05-07 | DePuy Synthes Products, Inc. | Stent delivery with expansion assisting delivery wire |
KR20220119007A (ko) * | 2019-10-21 | 2022-08-26 | 아디언트 메디컬, 인코포레이티드 | 흡수성 혈관 필터 |
CN111134920B (zh) * | 2020-01-22 | 2023-08-08 | 北京弘海微创科技有限公司 | 一种密网支架 |
JPWO2022054895A1 (ja) | 2020-09-11 | 2022-03-17 | ||
US11400299B1 (en) | 2021-09-14 | 2022-08-02 | Rainbow Medical Ltd. | Flexible antenna for stimulator |
Family Cites Families (91)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4202349A (en) | 1978-04-24 | 1980-05-13 | Jones James W | Radiopaque vessel markers |
DE2910749C2 (de) | 1979-03-19 | 1982-11-25 | Dr. Eduard Fresenius, Chemisch-pharmazeutische Industrie KG, 6380 Bad Homburg | Katheter mit Kontraststreifen |
SE424401B (sv) | 1979-06-06 | 1982-07-19 | Bowald S | Blodkerlsprotes |
US4475972A (en) | 1981-10-01 | 1984-10-09 | Ontario Research Foundation | Implantable material |
SE445884B (sv) * | 1982-04-30 | 1986-07-28 | Medinvent Sa | Anordning for implantation av en rorformig protes |
EP0183372A1 (en) | 1984-10-19 | 1986-06-04 | RAYCHEM CORPORATION (a Delaware corporation) | Prosthetic stent |
US4787391A (en) | 1985-06-17 | 1988-11-29 | Elefteriades John A | Anastomotic marking device and related method |
US4738740A (en) | 1985-11-21 | 1988-04-19 | Corvita Corporation | Method of forming implantable vascular grafts |
US4681110A (en) | 1985-12-02 | 1987-07-21 | Wiktor Dominik M | Catheter arrangement having a blood vessel liner, and method of using it |
US4693237A (en) | 1986-01-21 | 1987-09-15 | Hoffman Richard B | Radiopaque coded ring markers for use in identifying surgical grafts |
SE453258B (sv) | 1986-04-21 | 1988-01-25 | Medinvent Sa | Elastisk, sjelvexpanderande protes samt forfarande for dess framstellning |
US4722344A (en) | 1986-05-23 | 1988-02-02 | Critikon, Inc. | Radiopaque polyurethanes and catheters formed therefrom |
US5024232A (en) | 1986-10-07 | 1991-06-18 | The Research Foundation Of State University Of Ny | Novel radiopaque heavy metal polymer complexes, compositions of matter and articles prepared therefrom |
FI81498C (fi) | 1987-01-13 | 1990-11-12 | Biocon Oy | Kirurgiska material och instrument. |
IT1202558B (it) | 1987-02-17 | 1989-02-09 | Alberto Arpesani | Protesi interna per la sostituzione di una parte del corpo umano particolarmente nelle operazioni vascolari |
US5527337A (en) | 1987-06-25 | 1996-06-18 | Duke University | Bioabsorbable stent and method of making the same |
US5059211A (en) | 1987-06-25 | 1991-10-22 | Duke University | Absorbable vascular stent |
ATE121954T1 (de) | 1988-08-24 | 1995-05-15 | Marvin J Slepian | Endoluminale dichtung mit bisdegradierbaren polymeren. |
US5085629A (en) | 1988-10-06 | 1992-02-04 | Medical Engineering Corporation | Biodegradable stent |
FI85223C (fi) | 1988-11-10 | 1992-03-25 | Biocon Oy | Biodegraderande kirurgiska implant och medel. |
JP3043778B2 (ja) * | 1989-06-09 | 2000-05-22 | ベーリンガー インゲルハイム コマンディットゲゼルシャフト | 分解吸収性成型体および該成型体の製造方法 |
EP0408245B1 (en) | 1989-07-13 | 1994-03-02 | American Medical Systems, Inc. | Stent placement instrument |
US5015183A (en) | 1989-08-07 | 1991-05-14 | Fenick Thomas J | Locating device and method of placing a tooth implant |
US5133660A (en) | 1989-08-07 | 1992-07-28 | Fenick Thomas J | Device for locating the optimum position for a tooth implant |
EP0511248B1 (en) | 1990-01-15 | 1996-03-27 | Albany International Corp. | Braid structure |
US5545208A (en) * | 1990-02-28 | 1996-08-13 | Medtronic, Inc. | Intralumenal drug eluting prosthesis |
WO1991017789A1 (en) * | 1990-05-18 | 1991-11-28 | Stack Richard S | Bioabsorbable stent |
CA2038605C (en) | 1990-06-15 | 2000-06-27 | Leonard Pinchuk | Crack-resistant polycarbonate urethane polymer prostheses and the like |
US5229431A (en) | 1990-06-15 | 1993-07-20 | Corvita Corporation | Crack-resistant polycarbonate urethane polymer prostheses and the like |
US5108421A (en) | 1990-10-01 | 1992-04-28 | Quinton Instrument Company | Insertion assembly and method of inserting a vessel plug into the body of a patient |
US5160341A (en) | 1990-11-08 | 1992-11-03 | Advanced Surgical Intervention, Inc. | Resorbable urethral stent and apparatus for its insertion |
US5163951A (en) | 1990-12-27 | 1992-11-17 | Corvita Corporation | Mesh composite graft |
US5116360A (en) | 1990-12-27 | 1992-05-26 | Corvita Corporation | Mesh composite graft |
US5354257A (en) | 1991-01-29 | 1994-10-11 | Med Institute, Inc. | Minimally invasive medical device for providing a radiation treatment |
CA2060635A1 (en) | 1991-02-12 | 1992-08-13 | Keith D'alessio | Bioabsorbable medical implants |
US5383925A (en) | 1992-09-14 | 1995-01-24 | Meadox Medicals, Inc. | Three-dimensional braided soft tissue prosthesis |
WO1992016166A1 (en) | 1991-03-25 | 1992-10-01 | Meadox Medical Inc. | Vascular prosthesis |
US5256158A (en) | 1991-05-17 | 1993-10-26 | Act Medical, Inc. | Device having a radiopaque marker for endoscopic accessories and method of making same |
US5591172A (en) | 1991-06-14 | 1997-01-07 | Ams Medinvent S.A. | Transluminal implantation device |
US5527354A (en) | 1991-06-28 | 1996-06-18 | Cook Incorporated | Stent formed of half-round wire |
US5500013A (en) | 1991-10-04 | 1996-03-19 | Scimed Life Systems, Inc. | Biodegradable drug delivery vascular stent |
WO1993006792A1 (en) | 1991-10-04 | 1993-04-15 | Scimed Life Systems, Inc. | Biodegradable drug delivery vascular stent |
US5464450A (en) | 1991-10-04 | 1995-11-07 | Scimed Lifesystems Inc. | Biodegradable drug delivery vascular stent |
US5366504A (en) | 1992-05-20 | 1994-11-22 | Boston Scientific Corporation | Tubular medical prosthesis |
JP2961287B2 (ja) | 1991-10-18 | 1999-10-12 | グンゼ株式会社 | 生体管路拡張具、その製造方法およびステント |
US5282827A (en) | 1991-11-08 | 1994-02-01 | Kensey Nash Corporation | Hemostatic puncture closure system and method of use |
WO1993015787A1 (en) * | 1992-02-12 | 1993-08-19 | Chandler Jerry W | Biodegradable stent |
US5203777A (en) | 1992-03-19 | 1993-04-20 | Lee Peter Y | Radiopaque marker system for a tubular device |
US5591224A (en) | 1992-03-19 | 1997-01-07 | Medtronic, Inc. | Bioelastomeric stent |
US5201757A (en) | 1992-04-03 | 1993-04-13 | Schneider (Usa) Inc. | Medial region deployment of radially self-expanding stents |
EP0639958A1 (en) | 1992-05-08 | 1995-03-01 | Schneider (Usa) Inc. | Esophageal stent and delivery tool |
US5177170A (en) | 1992-07-02 | 1993-01-05 | Miles Inc. | Radiopaque polyurethanes |
JP3739411B2 (ja) | 1992-09-08 | 2006-01-25 | 敬二 伊垣 | 脈管ステント及びその製造方法並びに脈管ステント装置 |
US5562725A (en) | 1992-09-14 | 1996-10-08 | Meadox Medicals Inc. | Radially self-expanding implantable intraluminal device |
ATE137656T1 (de) | 1992-10-31 | 1996-05-15 | Schneider Europ Ag | Anordnung zum implantieren von selbstexpandierenden endoprothesen |
BE1006440A3 (fr) | 1992-12-21 | 1994-08-30 | Dereume Jean Pierre Georges Em | Endoprothese luminale et son procede de preparation. |
US5419760A (en) | 1993-01-08 | 1995-05-30 | Pdt Systems, Inc. | Medicament dispensing stent for prevention of restenosis of a blood vessel |
US5346981A (en) | 1993-01-13 | 1994-09-13 | Miles Inc. | Radiopaque polyurethanes |
US5423849A (en) | 1993-01-15 | 1995-06-13 | Target Therapeutics, Inc. | Vasoocclusion device containing radiopaque fibers |
BR9307814A (pt) | 1993-01-19 | 1995-11-14 | Schneider Usa Inc | Dispositivo protético compósito blindado |
US5630840A (en) | 1993-01-19 | 1997-05-20 | Schneider (Usa) Inc | Clad composite stent |
US5415546A (en) | 1993-03-23 | 1995-05-16 | Cox, Sr.; Ronald W. | Radiopaque dental composite and materials |
US5405402A (en) | 1993-04-14 | 1995-04-11 | Intermedics Orthopedics, Inc. | Implantable prosthesis with radiographic marker |
US5464650A (en) | 1993-04-26 | 1995-11-07 | Medtronic, Inc. | Intravascular stent and method |
US5320602A (en) | 1993-05-14 | 1994-06-14 | Wilson-Cook Medical, Inc. | Peel-away endoscopic retrograde cholangio pancreatography catheter and a method for using the same |
US5735892A (en) | 1993-08-18 | 1998-04-07 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Intraluminal stent graft |
US5498227A (en) | 1993-09-15 | 1996-03-12 | Mawad; Michel E. | Retrievable, shielded radiotherapy implant |
US5429617A (en) | 1993-12-13 | 1995-07-04 | The Spectranetics Corporation | Radiopaque tip marker for alignment of a catheter within a body |
US5609627A (en) | 1994-02-09 | 1997-03-11 | Boston Scientific Technology, Inc. | Method for delivering a bifurcated endoluminal prosthesis |
US5556413A (en) | 1994-03-11 | 1996-09-17 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Coiled stent with locking ends |
DE69510986T2 (de) | 1994-04-25 | 1999-12-02 | Advanced Cardiovascular System | Strahlungsundurchlässige Stentsmarkierungen |
US5629077A (en) | 1994-06-27 | 1997-05-13 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Biodegradable mesh and film stent |
US5433727A (en) | 1994-08-16 | 1995-07-18 | Sideris; Eleftherios B. | Centering buttoned device for the occlusion of large defects for occluding |
DE69513404T2 (de) | 1994-08-19 | 2000-07-06 | Biomat Bv | Strahlenundurchlässige polymere und verfahren zu ihre herstellung |
IL115755A0 (en) | 1994-10-27 | 1996-01-19 | Medinol Ltd | X-ray visible stent |
US5628755A (en) | 1995-02-20 | 1997-05-13 | Schneider (Europe) A.G. | Balloon catheter and stent delivery system |
US5674277A (en) | 1994-12-23 | 1997-10-07 | Willy Rusch Ag | Stent for placement in a body tube |
US5591226A (en) | 1995-01-23 | 1997-01-07 | Schneider (Usa) Inc. | Percutaneous stent-graft and method for delivery thereof |
US5683449A (en) | 1995-02-24 | 1997-11-04 | Marcade; Jean Paul | Modular bifurcated intraluminal grafts and methods for delivering and assembling same |
ATE232067T1 (de) | 1995-04-14 | 2003-02-15 | Boston Scient Ltd | Stentanbringungsvorrichtung mit rollmembran |
US5591199A (en) | 1995-06-07 | 1997-01-07 | Porter; Christopher H. | Curable fiber composite stent and delivery system |
FI954565A0 (fi) | 1995-09-27 | 1995-09-27 | Biocon Oy | Biolgiskt upploeslig av ett polymerbaserat material tillverkad implant och foerfarande foer dess tillverkning |
US5725517A (en) | 1995-10-05 | 1998-03-10 | Deroyal Industries, Inc. | Absorbent woven article including radiopaque element woven therein and anchored at the ends thereof |
US5628788A (en) | 1995-11-07 | 1997-05-13 | Corvita Corporation | Self-expanding endoluminal stent-graft |
US5788626A (en) | 1995-11-21 | 1998-08-04 | Schneider (Usa) Inc | Method of making a stent-graft covered with expanded polytetrafluoroethylene |
US5843158A (en) | 1996-01-05 | 1998-12-01 | Medtronic, Inc. | Limited expansion endoluminal prostheses and methods for their use |
US5670161A (en) | 1996-05-28 | 1997-09-23 | Healy; Kevin E. | Biodegradable stent |
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