WO2022136368A1 - Stent, insbesondere zur behandlung von erkrankungen der halsschlagader - Google Patents

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WO2022136368A1
WO2022136368A1 PCT/EP2021/086984 EP2021086984W WO2022136368A1 WO 2022136368 A1 WO2022136368 A1 WO 2022136368A1 EP 2021086984 W EP2021086984 W EP 2021086984W WO 2022136368 A1 WO2022136368 A1 WO 2022136368A1
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cylindrical section
distal
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proximal
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Andreas SCHÜSSLER
Andrés BRASCHKAT
Andreas Ding
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Acandis Gmbh
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Definitions

  • Stent in particular for the treatment of diseases of the carotid artery
  • the invention relates to a stent, in particular for treating diseases of the carotid artery.
  • Stents are stents that are typically formed from a tubular lattice mesh that can expand from a smaller delivery diameter to a larger implantation diameter.
  • the latticework is formed from wires that wind helically around a longitudinal axis, crossing over and under.
  • Commercially available stents are largely cylindrical in shape over their entire length.
  • a condition commonly treated with stents is the treatment of deposits in the carotid artery. Such deposits are also referred to as soft plaque. Soft plaque often occurs in vessels branching off the carotid artery, especially the common carotid artery, so that the stent can be implanted both in the larger main vessel (e.g. the common carotid artery) and in the branching blood vessel (e.g. the internal carotid artery). which has a smaller cross-sectional diameter, comes to rest.
  • the larger main vessel e.g. the common carotid artery
  • branching blood vessel e.g. the internal carotid artery
  • the size of the stent to be used is selected based on the larger diameter of the vessel.
  • the open area of the meshes between the crossing wires in relation to the area covered by the wires is ie comparatively larger than in areas in which the stent expands more.
  • the lower porosity in the proximal section of the implanted stent thus impedes blood flow, whereas the comparatively high porosity in the distal section of the implanted stent can promote detachment of embolus particles from a soft plaque.
  • the object of the invention is to specify a stent which, in the implanted state, has improved porosity properties and is thus well suited for the treatment of diseases, in particular soft plaque, in the area of vascular branches.
  • the invention is based on the idea of specifying a stent, in particular for treating diseases of the carotid artery, with a tubular latticework made of wires which are each wound helically around a longitudinal axis of the latticework and cross over and under.
  • the lattice mesh In a state of rest, the lattice mesh has a proximal cylindrical section and a distal cylindrical section, which are connected to one another by a transition section.
  • the proximal cylindrical section has a different cross-sectional diameter and a different porosity than the distal cylindrical section.
  • the invention thus addresses the problem of different and undesired porosity areas occurring in a cylindrical stent in the implanted state, in that a corresponding porosity is structurally preset in sections even in the resting state, ie in the force-free state of the lattice meshwork.
  • the sections with different porosity are present in the desired shape when the stent is implanted in a blood vessel, in particular in the area of a vascular branch.
  • a distal section of the lattice meshwork, in particular the distal cylindrical section has a smaller porosity than the proximal cylindrical section in the implanted state.
  • the distal cylindrical section can thus efficiently shield a soft plaque in a branching blood vessel from the blood flow, so that no particles can become detached. This reduces the risk of an embolism triggered by the insertion of the stent.
  • the proximal cylindrical section which is located in a larger main blood vessel during implantation, has a greater porosity in the implanted state and thus allows blood to flow through the mesh of the lattice mesh, for example to supply branching blood vessels with sufficient nutrients and oxygen .
  • the proximal cylindrical section has a higher porosity than the distal cylindrical section. This applies to the resting state of the stent, in which the stent is unloaded, i.e. not exposed to any external forces.
  • the stent is expanded at rest.
  • the stent is self-expanding.
  • the wires of the lattice mesh can be formed from a shape-memory material, in particular a nickel-titanium alloy, so that the stent expands automatically to an expansion diameter previously set by means of a heat treatment.
  • the proximal cylindrical portion may have a larger cross-sectional diameter than the distal cylindrical portion. It is particularly preferred if the proximal cylindrical section has a larger cross-sectional diameter and higher porosity than the distal cylindrical section.
  • the proximal cylindrical section When the stent is implanted in a blood vessel, the proximal cylindrical section preferably comes to rest in a section of the blood vessel with a larger cross-sectional diameter than the distal cylindrical section.
  • the selection of the stent size depends on the larger section of the blood vessel. Since the distal cylindrical section has a smaller cross-sectional diameter, it is better adapted to the anatomy of the blood vessel to be treated in comparison to purely cylindrical stents. The consequence of this is that the distal cylindrical section can also widen sufficiently so that the porosity in the distal cylindrical section is no greater than in the proximal cylindrical section.
  • the proximal cylindrical section can have a cross-sectional diameter of at least 5 mm, in particular at least 8 mm. in particular at least 9 mm, in particular at least 10 mm.
  • These stent sizes are particularly suitable for the treatment of soft plaque in the area of the bifurcation of the common carotid artery into the internal carotid artery and the external carotid artery.
  • the distal cylindrical section has a different braiding angle, in particular a smaller one, than the proximal cylindrical section.
  • the braid angle together with the cross-sectional diameter, influences the porosity in the individual sections of the lattice braid. It has been shown that the porosity of the distal cylindrical section in the implanted state of the stent is advantageously influenced if the braiding angle in the distal cylindrical section is smaller than in the proximal cylindrical section up to a cross-sectional diameter of the distal cylindrical section of about 8 mm.
  • the braiding angle in the distal cylindrical section and the braiding angle in the proximal cylindrical section to be of the same size.
  • the braiding angle in the distal cylindrical section is between 60° and 75°, in particular between 63° and 72°, in particular between 63° and 67° or between 68° and 72°, preferably 65° or 70° , amounts to.
  • a braiding angle in the distal cylindrical section of between 60° and 70°, in particular between 63° and 67°, preferably 65°, is advantageous.
  • the braiding angle in the distal cylindrical section is between 68° and 72°, preferably 70°.
  • the braiding angle is preferably between 65° and 75°, in particular between 68° and 72°, in particular 70°. This can apply to all sizes of the stent, ie all different cross-sectional diameters of the proximal cylindrical section.
  • the distal cylindrical section can comprise a distal longitudinal end of the latticework, in which the wires form end loops.
  • the wires that form the lattice meshwork can thus be wound helically around a longitudinal axis, deflected at the distal longitudinal end and in turn wound helically in opposite directions around the longitudinal axis.
  • end loops can be formed at the proximal longitudinal end of the lattice mesh.
  • end loops are formed at the distal longitudinal end.
  • the end loops have the advantage that they hardly injure the vessel walls when touched during implantation, so insofar as they have an atraumatic effect.
  • the distal longitudinal end can also be conically widened.
  • the end loops can be bent radially outwards, so that the distal longitudinal end brings about improved anchoring of the latticework in a blood vessel.
  • the distal longitudinal end is considered to be part of the distal cylindrical section in the context of this application.
  • the transition section which connects the proximal cylindrical section and the distal cylindrical section to one another, can be designed in the shape of a cone. It is also possible for the transition section to be curved in a convex or concave manner. However, the cone-shaped design is preferred, not only for manufacturing reasons, but also because of the contact of the transition section with vessel walls, which occurs particularly evenly with a cone shape.
  • the transition section can have a cone angle of between 5° and 20°, in particular between 7° and 15°, preferably 10°. It has shown that with such a cone angle and corresponding diameter ratios between the proximal cylindrical section and the distal cylindrical section, the blood flow through the meshwork, in particular into a branching blood vessel, is also positively influenced. This applies in particular if, as is further preferably provided, the braiding angle within the transition section is between 60° and 75°, preferably between 63° and 73°.
  • the latticework can have between 12 and 36 wires, in particular between 18 and 30 wires, preferably 24 wires.
  • a corresponding number of end loops is provided, for example 24 end loops if 24 wires are used. Since the 24 wires are deflected to form the end loops, 48 wire ends can be seen at the proximal longitudinal end of the latticework.
  • the wires can have a wire diameter between 50 ⁇ m and 120 ⁇ m, in particular between 60 ⁇ m and 100 ⁇ m, in particular between 70 ⁇ m and 90 ⁇ m, preferably 80 ⁇ m. These wire diameters are particularly suitable for achieving good anchoring of the stent in the carotid artery.
  • the diameter of the wire has a significant influence on the radial force with which the lattice mesh presses against the vessel wall.
  • nickel-titanium alloys, in particular nitinol are used as materials for the wires.
  • the wires or at least individual wires can have a composite material, with a core of the wire being formed by an X-ray-visible material, for example platinum or platinum-iridium, while a sheathing material covering the core material is formed by a nickel-titanium alloy is. It is preferred in all cases if a material is chosen that gives the stent self-expanding properties. In other words, the lattice mesh can be self-expanding.
  • show in it 1 shows a side view of a conventional cylindrical stent in the implanted state in the region of the bifurcation of the common carotid artery into the internal carotid artery and the external carotid artery;
  • FIG. 2 shows a side view of a stent according to the invention according to a preferred embodiment
  • FIG. 3 shows a tabular overview of parameters of different exemplary embodiments of the stent according to FIG.
  • FIG. 1 illustrates the problem that forms the basis for the invention described here.
  • 1 shows the bifurcation of the common carotid artery 21, which divides into the internal carotid artery 22 and the external carotid artery 23.
  • FIG. A soft plaque 20 is formed in the internal carotid artery 22 .
  • a conventional cylindrical stent 10' is deployed. The task of the stent 10' is to push the soft plaque 20 against the vessel wall of the internal carotid artery 22 and thus widen the internal carotid artery 22 in this area again to such an extent that a blood flow sufficient to supply subsequent tissue areas with nutrients and oxygen is restored.
  • the soft plaque 20 Since the soft plaque 20 is located in the vicinity of the bifurcation, it is necessary to implant the stent 10' in such a way that it comes to lie with a proximal section in the common carotid artery 21 and with a distal section in the internal carotid artery 22 .
  • the stent is braided from wires 11' which each delimit meshes 12'. Because of the different cross-sectional diameters that occur when the stent 10' is implanted, the position of the wires 11 relative to one another also changes, which influences the mesh size 12' in the implanted state. As a result, the porosity in the implanted state is also influenced.
  • the meshes 12' in the area of the soft plaque 20 have a larger mesh size than in the area of the common carotid artery 21. Since the internal carotid artery 22 has a smaller cross-sectional diameter, the stent 10' widens this area less strongly, which means that in the implanted state the opening area of the meshes 12 in the distal section of the stent is larger overall than in the proximal section, in which the stent 10' can further unfold in the common carotid artery 21.
  • the larger meshes 12' in the area of the soft plaque 20 cannot hold back particles of the soft plaque 20 sufficiently.
  • the mesh size in this area is too large to safely retain all soft plaque particles 20. In this way, soft plaque particles can detach and be swept away by the blood flow in the internal carotid artery 22 in the direction of subsequent, smaller blood vessels and lead to a blockage there.
  • the invention avoids these effects by providing a stent 10 that has different cross-sectional diameters and portions of different porosity at rest so that the desired porosity characteristics are achieved when implanted.
  • a stent is shown in FIG. 2 by way of example.
  • the stent 10 according to FIG. 2 has a latticework of wires 11 which each form meshes.
  • the wires 11 are wound helically around a longitudinal axis Q and regularly cross over and under one another. Starting from a proximal longitudinal end 14 , the wires 11 are wound in a helical shape around the longitudinal axis Q to a distal longitudinal end 13 .
  • the wires 11 are each deflected at the distal longitudinal end 13 and form end loops 15 . The deflected wires are then led back in opposite directions in a helical manner around the longitudinal axis Q to the proximal longitudinal end 14 .
  • the stent according to FIG. 2 is divided into three sections A1, A2, A3. Starting from the proximal longitudinal end 14, a proximal cylindrical section A3 is formed. A transition section A2 directly adjoins the proximal cylindrical section A3. The transition section A2 merges into a distal cylindrical section A3.
  • the distal cylindrical section A3 includes the distal longitudinal end 13 with the end loops 15. It can also be seen in FIG. 2 that the end loops 15 are bent radially outwards, ie a conically widened distal longitudinal end 13 is present. Within the scope of the present application, the conically widened distal longitudinal end 13 is considered to be part of the distal cylindrical section A1.
  • the distal cylindrical section A1 has a cross-sectional diameter D1 that is smaller than the cross-sectional diameter D2 of the proximal cylindrical section A3.
  • the transition section A2 connects the proximal cylindrical section A3 to the distal cylindrical section A1 and is essentially conical. In other words, the transition section A2 tapers from the proximal cylindrical section A3 to the distal cylindrical section A1.
  • the transition section A2 has a cone angle AC which results from the length of the transition section A2 and the difference between the cross-sectional diameter of the proximal cylindrical section A3 and the cross-sectional diameter of the distal cylindrical section A1.
  • a stent in the resting state, ie without an external force load.
  • an external force acts on the stent 10 which results from the fact that the latticework of the stent is pressed against the vessel walls with a radial force which preferably results from the self-expanding properties of the latticework.
  • a stent is preferably selected for the treatment of the blood vessel whose cross-sectional diameter is slightly larger (usually about 20% larger) than the largest cross-sectional diameter of the blood vessel to be treated (oversizing).
  • the stent 10 is therefore dimensioned in such a way that in the implanted state there is an expansion reserve which causes a radial force which permanently presses the stent 10 against the blood vessel wall.
  • the consequence of this is that Mesh mesh of the stent 10 in the implanted state occupies a smaller cross-sectional diameter than at rest.
  • the position of the wires 11 relative to one another changes due to the resulting compression and stretching of the stent 10 .
  • This in turn influences the size of the meshes 12.
  • the invention makes use of this mechanism in order to set a desired porosity, in particular for the distal cylindrical section A1.
  • the stent 10 according to FIG. 2 it is provided in particular that a higher porosity is set in the proximal cylindrical section A3 than in the distal cylindrical section A1. If the stent according to FIG. 2 is used in the area of the bifurcation of the common carotid artery 21, like the conventional stent 10' in FIG. Since the distal cylindrical section A1 has a smaller porosity than the proximal cylindrical section A3, the soft plaque is retained efficiently. In doing so, the stent 10 makes use of two effects. On the one hand, the porosity in the distal cylindrical section A1 is already small when at rest.
  • the cross-sectional diameter of the distal cylindrical section A1 is smaller in the resting state, so that the distal cylindrical section A1 is less compressed in the implanted state than is the case with the purely cylindrical stent 10' according to FIG.
  • the distal cylindrical section A1 retains almost the porosity that is also present in the rest state.
  • the porosity of the distal cylindrical section A1 is preferably adjusted in such a way that particles, which can lead to occlusions in subsequent blood vessels, cannot pass through the narrow meshes in the distal cylindrical section A1.
  • the higher porosity in the proximal cylindrical section, which in the implanted state is arranged, for example, in the common carotid artery 21, and/or the transition section A2, which spans the external carotid artery 23, means that blood can flow through the mesh, see above that an adequate supply of the Arteria carotis externa 23 is guaranteed. It has been shown that certain parameters for realizing the function of the stent according to FIG. 2 are particularly advantageous.
  • FIG. 3 shows six preferred exemplary embodiments of a stent 10 according to the invention. It applies to all exemplary embodiments mentioned in the table that the stent 10 has a latticework made of 24 wires with a wire diameter of 80 ⁇ m.
  • the cone angle AC in the transition section A2 is preferably 10° in all the exemplary embodiments according to FIG.
  • the proximal cylindrical section A3 has a braiding angle of 70° in all the exemplary embodiments according to FIG. 3 .
  • the tolerances specified in the table preferably apply to all the parameters described here.
  • the number of wires given in the table essentially refers to the number of open wire ends at the proximal longitudinal end 14 . Since each wire 11 is deflected at the distal longitudinal end to form an end loop 15, the number of wires actually corresponds to the number of loops. However, the table according to FIG. 3 only describes the number of wire ends or the number of wires over a peripheral segment of the stent, with the fact that the wires are deflected at the end loops 15 not being taken into account.
  • the proximal cylindrical section A3 has a different porosity than the distal cylindrical section A1.
  • the porosity can be specifically set in such a way that it depends on the stent diameter in one of the sections A1, A3.
  • Other parameters that can influence the porosity are the wire diameter, the number of wires in the mesh and the braiding angle.
  • the diameter of the wire 11 is denoted by “d”, the number of wires by “n”, the braiding angle by “a” and the outer diameter of the stent 10 by “D”.
  • the value of the porosity Por has to be multiplied by 100:
  • Por (%) Por ⁇ 100
  • the porosity describes the ratio of the projected wire surface (minus the crossover area) to the total surface area of the stent 10.
  • the porosity of the proximal cylindrical section A3 deviates by at least 2%, in particular at least 2.5%, in particular at least 3%, from the porosity of the distal cylindrical section A1.
  • the deviation can lead to a higher porosity or a lower porosity of the proximal cylindrical section A3 compared to the distal cylindrical section A1.
  • the porosity can also be adjusted in that wires 11, 11' are twisted in pairs along the longitudinal axis.

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Abstract

Die Erfindung betrifft einen Stent (10), insbesondere zur Behandlung von Erkrankungen der Halsschlagader, mit einem rohrförmigen Gittergeflecht aus Drähten (11), die jeweils helixförmig um eine Längsachse (Q) des Gittergeflechts gewunden sind und sich über- und unterkreuzen, wobei das Gittergeflecht in einem Ruhezustand einen proximalen zylinderförmigen Abschnitt (A3) und einen distalen zylinderförmigen Abschnitt (A1) aufweist, die durch einen Übergangsabschnitt (A2) miteinander verbunden sind, wobei der proximale zylinderförmige Abschnitt (A3) einen anderen Querschnittsdurchmesser und eine andere Porosität als der distale zylinderförmige Abschnitt (A1) aufweist.

Description

Stent, insbesondere zur Behandlung von Erkrankungen der Halsschlagader
BESCHREIBUNG
Die Erfindung betrifft einen Stent, insbesondere zur Behandlung von Erkrankungen der Halsschlagader.
Stents sind Gefäßstützen, die üblicherweise aus einem rohrförmigen Gittergeflecht gebildet sind, das sich von einem kleineren Zuführdurchmesser auf einen größeren Implantationsdurchmesser aufweiten kann. Das Gittergeflecht ist aus Drähten gebildet, die sich helixförmig um eine Längsachse winden und dabei über- und unterkreuzen. Handelsübliche Stents weisen über ihre gesamte Länge weitgehend eine zylinderförmige Form auf.
Für die Behandlung unterschiedlicher Blutgefäße werden verschiedene Größen von Stents angeboten. Bei der Behandlung in Blutgefäßen, die unterschiedliche Querschnittsdurchmesser aufweisen, geraten solche bekannten Stents jedoch oft an Grenzen.
Eine üblicherweise mit Stents behandelte Erkrankung ist die Behandlung von Ablagerungen in der Halsschlagader (Arteria carotis). Derartige Ablagerungen werden auch als Softplaque bezeichnet. Softplaque kommen oft in von der Halsschlagader, insbesondere der Arteria carotis communis, abzweigenden Gefäßen vor, so dass der Stent bei der Implantation sowohl im größeren Hauptgefäß (z.B. der Arteria carotis communis), als auch im abzweigenden Blutgefäß (z.B. der Arteria carotis interna), das einen kleineren Querschnittsdurchmesser aufweist, zu liegen kommt.
Um eine gute Verankerung des Stents sicherzustellen, wird die Größe des einzusetzenden Stents anhand des größeren Gefäßdurchmessers ausgewählt. Das führt jedoch dazu, dass der Stent in einem distalen Abschnitt, also im kleineren abzweigenden Blutgefäß, weniger stark expandiert, wodurch sich die Porosität des Stents in diesem Abschnitt im Vergleich zur Porosität im Ruhezustand erhöht. Die Öffnungsfläche der Maschen zwischen den sich kreuzenden Drähten im Verhältnis zu der von den Drähten überdeckten Fläche ist also vergleichsweise größer als in Bereichen, in welchen sich der Stent stärker ausweitet. Mithin besteht die Gefahr, dass gerade in einem Bereich des Blutgefäßes, in dem ein Softplaque vorhanden ist und das entsprechend engmaschig durch den Stent an die Gefäßwand gedrückt werden soll, eine große Öffnungsfläche vorliegt. Das kann zur Folge haben, dass sich von dem Softplaque lösende Partikel leicht durch die Maschen des Stents hindurchbewegen und so in den Blutstrom geraten. In der Folge können daraus stromabwärts Embolien entstehen.
Demgegenüber bleibt die Porosität in einem proximalen Bereich des Stents, der sich in einem größeren Blutgefäß befindet und sich daher stärker ausweitet, vergleichsweise niedrig. Das wiederum ist unerwünscht, da von diesem Bereich abzweigende Blutgefäße nicht mehr ausreichend mit Blut versorgt werden.
Die niedrigere Porosität im proximalen Abschnitt des implantierten Stents behindert also den Blutfluss, wohingegen die vergleichsweise große Porosität im distalen Abschnitt des implantierten Stents ein Ablösen von Embolus-Partikeln aus einem Softplaque begünstigen kann.
Insofern ist es Aufgabe der Erfindung, einen Stent anzugeben, der im implantierten Zustand verbesserte Porositätseigenschaften aufweist und sich so zur Behandlung von Erkrankungen, insbesondere Softplaque, im Bereich von Gefäßabzweigungen gut eignet.
Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch den Gegenstand des Anspruchs 1 gelöst.
So beruht die Erfindung auf dem Gedanken, einen Stent, insbesondere zur Behandlung von Erkrankungen der Halsschlagader, mit einem rohrförmigen Gittergeflecht aus Drähten anzugeben, die jeweils helixförmig um eine Längsachse des Gittergeflechts gewunden sind und sich über- und unterkreuzen. Das Gittergeflecht weist in einem Ruhezustand einen proximalen zylinderförmigen Abschnitt und einen distalen zylinderförmigen Abschnitt auf, die durch einen Übergangsabschnitt miteinander verbunden sind. Der proximale zylinderförmige Abschnitt weist erfindungsgemäß einen anderen Querschnittsdurchmesser und eine andere Porosität als der distale zylinderförmige Abschnitt auf. Die Erfindung begegnet also dem Problem, wonach sich im implantierten Zustand bei einem zylinderförmigen Stent unterschiedliche und unerwünschte Porositätsbereiche einstellen, dadurch, dass bereits im Ruhezustand, also im kraftunbelasteten Zustand des Gittergeflechts, eine entsprechende Porosität abschnittsweise konstruktiv voreingestellt wird. Dies führt dazu, dass die Abschnitte mit unterschiedlicher Porosität bei der Implantation des Stents in ein Blutgefäß, insbesondere im Bereich einer Gefäßabzweigung, in der gewünschten Form vorliegen. So kann beispielsweise erreicht werden, dass durch entsprechende Einstellung der Porosität im Ruhezustand ein distaler Abschnitt des Gittergeflechts, insbesondere der distale zylinderförmige Abschnitt, im implantierten Zustand eine kleinere Porosität als der proximale zylinderförmige Abschnitt aufweist. Der distale zylinderförmige Abschnitt kann so ein Softplaque in einem abzweigenden Blutgefäß somit effizient vom Blutstrom abschirmen, so dass sich keine Partikel ablösen können. Die Gefahr einer durch das Einsetzen des Stents ausgelösten Embolie ist damit reduziert. Der proximale zylinderförmige Abschnitt, der bei der Implantation in einem größeren Hauptblutgefäß zu liegen kommt, weist hingegen im implantierten Zustand eine größere Porosität auf und erlaubt so den Durchfluss von Blut durch die Maschen des Gittergeflechts, um beispielsweise abzweigende Blutgefäße ausreichend mit Nährstoffen und Sauerstoff zu versorgen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist vorgesehen, dass der proximale zylinderförmige Abschnitt eine höhere Porosität als der distale zylinderförmige Abschnitt aufweist. Dies gilt für den Ruhezustand des Stents, in dem der Stent kraftunbelastet, d.h. keinen äußeren Kräften ausgesetzt, ist. Der Stent ist im Ruhezustand expandiert. Insofern ist bevorzugt vorgesehen, dass der Stent selbstexpandierbar ist. Konkret können die Drähte des Gittergeflechts aus einem Formgedächtnismaterial, insbesondere einer Nickel-Titan-Legierung, gebildet sein, so dass sich der Stent selbsttätig auf einen zuvor mittels einer Wärmebehandlung eingestellten Expansionsdurchmesser aufweitet.
Generell gilt für die vorliegende Anmeldung, dass Parameter des Gittergeflechts im Ruhezustand beschrieben sind, sofern keine anderweitige Erläuterung erfolgt. Zwar wird im Rahmen der Anmeldung zwischen einer Porosität im Ruhezustand und einer Porosität im implantierten Zustand unterschieden. Sofern es nicht anderweitig angegeben ist, wird grundsätzlich Bezug auf die Porosität im Ruhezustand genommen. Eine Bezugnahme auf die Porosität im implantierten Zustand ist jeweils explizit erläutert.
Der proximale zylinderförmige Abschnitt kann einen größeren Querschnittsdurchmesser als der distale zylinderförmige Abschnitt aufweisen. Besonders bevorzugt ist es, wenn der proximale zylinderförmige Abschnitt einen größeren Querschnittsdurchmesser und eine höhere Porosität als der distale zylinderförmige Abschnitt aufweist.
Bei der Implantation des Stents in ein Blutgefäß kommt der proximale zylinderförmige Abschnitt vorzugsweise in einem Abschnitt des Blutgefäßes größeren Querschnittsdurchmesser zu liegen, als der distale zylinderförmige Abschnitt. Die Auswahl der Stentgröße richtet sich dabei nach dem größeren Blutgefäßabschnitt. Da der distale zylinderförmige Abschnitt einen kleineren Querschnittsdurchmesser aufweist, ist er im Vergleich zu rein zylinderförmigen Stents besser an die Anatomie des zu behandelnden Blutgefäßes angepasst. Das hat zur Folge, dass sich auch der distale zylinderförmige Abschnitt ausreichend aufweiten kann, so dass im distalen zylinderförmigen Abschnitt die Porosität nicht größer als im proximalen zylinderförmigen Abschnitt wird.
Bei bisherigen zylinderförmigen Stents ist gerade dieser Effekt zu beobachten, dass ein distal angeordneter Stentabschnitt, der aufgrund der Lage in einem engeren Blutgefäß nicht vollständig aufgeweitet wird, eine höhere Porosität erreicht. Konkret hat sich also gezeigt, dass eine unzureichende Expansion nicht zu einer Reduktion der Porosität im implantierten Zustand, sondern vielmehr zu einer Erhöhung der Porosität im implantierten Zustand führt. Dies wird durch die Reduktion des Querschnittsdurchmessers des Gittergeflechts im distalen zylinderförmigen Abschnitt gegenüber dem proximalen zylinderförmigen Abschnitt und die erhöhte Porosität im proximalen zylinderförmigen Abschnitt vermieden. So bleibt also bei der Erfindung im distalen zylinderförmigen Abschnitt die Porosität im implantierten Zustand niedrig, so dass beispielsweise eine Softplaque gut von dem distalen zylinderförmigen Abschnitt des Stents abgedeckt werden kann.
Im Ruhezustand kann der proximale zylinderförmige Abschnitt einen Querschnittsdurchmesser von wenigstens 5 mm, insbesondere wenigstens 8 mm, insbesondere wenigstens 9 mm, insbesondere wenigstens 10 mm, aufweisen. Diese Stentgrößen sind besonders geeignet für die Behandlung von Softplaque im Bereich der Bifurkation der Arteria carotis communis in die Arteria carotis interna und die Arteria carotis externa.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung weist der distale zylinderförmige Abschnitt einen anderen, insbesondere kleineren, Flechtwinkel als der proximale zylinderförmige Abschnitt auf. Der Flechtwinkel beeinflusst zusammen mit dem Querschnittsdurchmesser die Porosität in den einzelnen Abschnitten des Gittergeflechts. Es hat sich gezeigt, dass die Porosität des distalen zylinderförmigen Abschnitts im implantierten Zustand des Stents vorteilhaft beeinflusst ist, wenn bis zu einem Querschnittsdurchmesser des distalen zylinderförmigen Abschnitts von etwa 8 mm der Flechtwinkel im distalen zylinderförmigen Abschnitt kleiner ist als im proximalen zylinderförmigen Abschnitt. Es ist allerdings auch möglich, dass der Flechtwinkel im distalen zylinderförmigen Abschnitt und der Flechtwinkel im proximalen zylinderförmigen Abschnitt gleich groß sind. Dies ist besonders zweckmäßig für Gittergeflechte, die im distalen zylinderförmigen Abschnitt einen Querschnittsdurchmesser von mehr als 8 mm aufweisen. Da bei derart größeren Querschnittsdurchmessern die einzelnen Drähte des Gittergeflechts, die parallel zueinander verlaufen, einen größeren Abstand zueinander einnehmen, erhöht sich die Porosität des Gittergeflechts im implantierten Zustand in diesem Bereich auch dann, wenn der Flechtwinkel gleich bleibt. Diese Erkenntnis über den Zusammenhang zwischen Querschnittsdurchmesser und Flechtwinkel ist besonders vorteilhaft, um Stents in unterschiedlichen Größen zu gestalten, die die Funktion erfüllen, eine gute Abdeckung von Softplaque in abzweigenden Blutgefäßen zu erreichen und gleichzeitig eine gute Durchströmung des Hauptblutgefäßes sicherzustellen, in welchem der proximale zylinderförmige Abschnitt des Stents zu liegen kommt.
Bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung sehen vor, dass der Flechtwinkel im distalen zylinderförmigen Abschnitt zwischen 60° und 75°, insbesondere zwischen 63° und 72°, insbesondere zwischen 63° und 67° oder zwischen 68° und 72°, vorzugsweise 65° oder 70°, beträgt. Für Gittergeflechte, deren distaler zylinderförmiger Abschnitt einen Querschnittsdurchmesser von weniger als 8 mm aufweist, ist ein Flechtwinkel im distalen zylinderförmigen Abschnitt zwischen 60° und 70°, insbesondere zwischen 63° und 67°, vorzugsweise 65°, vorteilhaft. Für Gittergeflechte mit einem Querschnittsdurchmesser von mehr als 8 mm im distalen zylinderförmigen Abschnitt ist es bevorzugt, wenn der Flechtwinkel im distalen zylinderförmigen Abschnitt zwischen 68° und 72°, vorzugsweise 70°, beträgt. Im proximalen zylinderförmigen Abschnitt beträgt der Flechtwinkel vorzugsweise zwischen 65° und 75°, insbesondere zwischen 68° und 72°, insbesondere 70°. Dies kann für alle Größen des Stents, also alle unterschiedlich angebotenen Querschnittsdurchmesser des proximalen zylinderförmigen Abschnitts, gelten.
Der distale zylinderförmige Abschnitt kann bei einigen Varianten der Erfindung ein distales Längsende des Gittergeflechts umfassen, indem die Drähte Endschlaufen bilden. Die Drähte, die das Gittergeflecht bilden, können also helixförmig um eine Längsachse gewunden, am distalen Längsende umgelenkt und wiederum gegenläufig helixförmig um die Längsachse gewunden sein. Alternativ können am proximalen Längsende des Gittergeflechts Endschlaufen ausgebildet sein.
Dadurch bilden sich am distalen Längsende Endschlaufen. Die Endschlaufen haben den Vorteil, dass sie bei der Implantation die Gefäßwände bei Berührung kaum verletzen, insofern also eine atraumatische Wirkung haben.
Das distale Längsende kann zusätzlich konisch aufgeweitet sein. Insbesondere können die Endschlaufen radial nach außen gebogen sein, so dass das distale Längsende eine verbesserte Verankerung des Gittergeflechts in einem Blutgefäß bewirkt. Trotz des leicht konischen Verlaufs des distalen Längsendes wird das distale Längsende im Rahmen dieser Anmeldung als Teil des distalen zylinderförmigen Abschnitts betrachtet.
Der Übergangsabschnitt, der den proximalen zylinderförmigen Abschnitt und den distalen zylinderförmigen Abschnitt miteinander verbindet, kann konusförmig ausgebildet sein. Zwar ist es auch möglich, dass der Übergangsabschnitt konvex oder konkav gewölbt ist. Die konusförmige Gestaltung ist jedoch bevorzugt, nicht nur aus herstellungstechnischen Gründen, sondern auch wegen der Anlage des Übergangsabschnitts an Gefäßwände, die bei einer Konusform besonders gleichmäßig erfolgt.
Der Übergangsabschnitt kann konkret einen Konuswinkel zwischen 5° und 20°, insbesondere zwischen 7° und 15°, vorzugsweise 10°, aufweisen. Es hat sich gezeigt, dass bei einem solchen Konuswinkel und entsprechenden Durchmesserverhältnissen zwischen dem proximalen zylinderförmigen Abschnitt und dem distalen zylinderförmigen Abschnitt ebenfalls der Blutfluss durch das Gittergeflecht hindurch, insbesondere in ein abzweigendes Blutgefäß, positiv beeinflusst wird. Dies gilt insbesondere, wenn, wie es weiter bevorzugt vorgesehen ist, der Flechtwinkel innerhalb des Übergangsabschnitts zwischen 60° und 75°, vorzugsweise zwischen 63° und 73°, beträgt.
Das Gittergeflecht kann zwischen 12 und 36 Drähte, insbesondere zwischen 18 und 30 Drähte, vorzugsweise 24 Drähte aufweisen. Bei einer Variante des Stents, bei der das Gittergeflecht am distalen Längsende Endschlaufen bildet, ist eine entsprechende Anzahl von Endschlaufen vorgesehen, beispielsweise 24 Endschlaufen, wenn 24 Drähte eingesetzt werden. Da die 24 Drähte zur Bildung der Endschlaufen umgelenkt werden, sind am proximalen Längsende des Gittergeflechts folglich 48 Drahtenden erkennbar.
Die Drähte können einen Drahtdurchmesser zwischen 50 pm und 120 pm, insbesondere zwischen 60 pm und 100 pm, insbesondere zwischen 70 pm und 90 pm, vorzugsweise 80 pm, aufweisen. Diese Drahtdurchmesser eignen sich besonders gut, um eine gute Verankerung des Stents in der Arteria carotis zu bewirken. Der Drahtdurchmesser hat maßgeblich Einfluss auf die Radialkraft, mit welcher das Gittergeflecht gegen die Gefäßwand drängt. Als Materialien für die Drähte kommen insbesondere Nickel-Titan-Legierungen, insbesondere Nitinol, zum Einsatz. Es ist auch möglich, dass die Drähte oder jedenfalls einzelne der Drähte ein Verbundmaterial aufweisen, wobei ein Kern des Drahtes durch ein röntgensichtbares Material, beispielsweise Platin oder Platin-Iridium gebildet ist, wogegen ein das Kernmaterial ummantelndes Mantelmaterial durch eine Nickel- Titan-Legierung gebildet ist. Bevorzugt ist es in allen Fällen, wenn ein Material gewählt ist, das dem Stent selbstexpandierbare Eigenschaften verleiht. Mit anderen Worten kann das Gittergeflecht selbstexpandierbar sein.
Die Erfindung wird im Folgenden anhand eines Ausführungsbeispiels unter Bezugnahme auf die beigefügten schematischen Zeichnungen näher erläutert. Darin zeigen Fig. 1 eine Seitenansicht eines herkömmlichen zylinderförmigen Stents im implantierten Zustand im Bereich der Bifurkation der Arteria carotis communis in die Arteria carotis interna und die Arteria carotis externa;
Fig. 2 eine Seitenansicht eines erfindungsgemäßen Stents nach einem bevorzugten Ausführungsbeispiel; und
Fig. 3 eine tabellarische Übersicht von Parametern unterschiedlicher Ausführungsbeispiele des Stents gemäß Fig. 2.
Fig. 1 verdeutlicht die Problematik, die die Grundlage für die hier beschriebene Erfindung bildet. So zeigt Fig. 1 die Bifurkation der Arteria carotis communis 21, die sich in die Arteria carotis interna 22 und die Arteria carotis externa 23 aufteilt. In der Arteria carotis interna 22 ist eine Softplaque 20 gebildet. Um zu verhindern, dass die Softplaque 20 den Blutfluss durch die Arteria carotis interna 22 weiter behindert, wird ein herkömmlicher, zylinderförmiger Stent 10' eingesetzt. Aufgabe des Stents 10' ist es, die Softplaque 20 an die Gefäßwand der Arteria carotis interna 22 zu drängen und so die Arteria carotis interna 22 in diesem Bereich wieder soweit aufzuweiten, dass eine für die Versorgung nachfolgender Gewebeareale mit Nährstoffen und Sauerstoff ausreichende Blutströmung wiederherzustellen. Da sich die Softplaque 20 in der Nähe der Bifurkation befindet, ist es notwendig, den Stent 10' so zu implantieren, dass er mit einem proximalen Abschnitt in der Arteria carotis communis 21 und mit einem distalen Abschnitt in der Arteria carotis interna 22 zu liegen kommt.
Der Stent ist aus Drähten 11' geflochten, die jeweils Maschen 12' begrenzen. Wegen der unterschiedlichen Querschnittsdurchmesser, die sich bei der Implantation des Stents 10' einstellen, verändert sich auch die Lage der Drähte 11 zueinander, was die Maschengröße 12' im implantierten Zustand beeinflusst. Im Ergebnis wird damit auch die Porosität im implantierten Zustand beeinflusst.
In Fig. 1 ist erkennbar, dass beispielsweise die Maschen 12' im Bereich der Softplaque 20 eine größere Maschengröße aufweisen, als im Bereich der Arteria carotis communis 21. Da die Arteria carotis interna 22 einen kleineren Querschnittsdurchmesser aufweist, weitet sich der Stent 10' in diesem Bereich weniger stark auf, was dazu führt, dass im implantierten Zustand die Öffnungsfläche der Maschen 12 im distalen Abschnitt des Stents insgesamt größer ist als in dem proximalen Abschnitt, in dem sich der Stent 10' in der Arteria carotis communis 21 weiter entfalten kann. Die größeren Maschen 12' im Bereich des Softplaque 20 können Partikel des Softplaque 20 nicht ausreichend zurückhalten. Die Maschengröße ist in diesem Bereich zu groß, um sicher alle Softplaque-Partikel 20 zurückzuhalten. So können sich Softplaque-Partikel lösen und durch den Blutfluss in der Arteria carotis interna 22 in Richtung nachfolgender, kleinerer Blutgefäße geschwemmt werden und dort zu einem Verschluss führen.
Im proximalen Teil des herkömmlichen Stents 10' weitet sich dieser jedoch im Bereich der Abzweigung der Arteria carotis externa 23 weiter auf, was im Ergebnis die Maschengröße der Maschen 12' in diesem Bereich verkleinert. Es stellt sich also eine Porosität im implantierten Zustand ein, die niedriger ist, als im proximalen Teil des Stents 10'. Damit wird der Blutfluss in die Arteria carotis externa 23 stärker behindert als gewünscht und kann infolgedessen zu entsprechenden Folgeerkrankungen führen.
Die Erfindung vermeidet diese Effekte dadurch, dass ein Stent 10 bereitgestellt wird, der im Ruhezustand unterschiedliche Querschnittsdurchmesser und Abschnitte mit unterschiedlicher Porosität aufweist, so dass im implantierten Zustand die gewünschten Porositätseigenschaften erreicht werden. Ein solcher Stent ist beispielhaft in Fig. 2 gezeigt.
Der Stent 10 gemäß Fig. 2 weist ein Gittergeflecht aus Drähten 11 auf, die jeweils Maschen bilden. Dazu sind die Drähte 11 helixförmig um eine Längsachse Q gewunden und über- und unterkreuzen sich regelmäßig. Die Drähte 11 sind ausgehend von einem proximalen Längsende 14 helixförmig um die Längsachse Q herum bis zu einem distalen Längsende 13 gewunden. Am distalen Längsende 13 sind die Drähte 11 jeweils umgelenkt und bilden Endschlaufen 15. Die umgelenkten Drähte sind dann gegenläufig helixförmig um die Längsachse Q herum bis an das proximale Längsende 14 zurückgeführt. Am proximalen Längsende 14 liegen somit offene Drahtenden vor, wobei die Anzahl der Drahtenden dem Doppelten der Anzahl der Endschlaufen 15 entspricht. Der Stent gemäß Fig. 2 ist in drei Abschnitte Al, A2, A3 unterteilt. Ausgehend vom proximalen Längsende 14 ist ein proximaler zylinderförmiger Abschnitt A3 gebildet. An dem proximalen zylinderförmigen Abschnitt A3 schließt sich unmittelbar ein Übergangsabschnitt A2 an. Der Übergangsabschnitt A2 geht in einen distalen zylinderförmigen Abschnitt A3 über.
Der distale zylinderförmige Abschnitt A3 umfasst das distale Längsende 13 mit den Endschlaufen 15. In Fig. 2 ist auch erkennbar, dass die Endschlaufen 15 radial nach außen aufgebogen sind, also ein konisch aufgeweitetes distales Längsende 13 vorliegt. Das konisch aufgeweitete distale Längsende 13 wird im Rahmen der vorliegenden Anmeldung als Teil des distalen zylindrischen Abschnitts Al betrachtet.
Der distale zylinderförmige Abschnitt Al weist, wie in Fig. 2 ersichtlich ist, einen Querschnittsdurchmesser Dl auf, der kleiner ist als der Querschnittsdurchmesser D2 des proximalen zylinderförmigen Abschnitts A3. Der Übergangsabschnitt A2 verbindet den proximalen zylinderförmigen Abschnitt A3 mit dem distalen zylinderförmigen Abschnitt Al und ist im Wesentlichen konusförmig ausgebildet. Mit anderen Worten verjüngt sich der Übergangsabschnitt A2 vom proximalen zylinderförmigen Abschnitt A3 zum distalen zylinderförmigen Abschnitt Al. Dabei weist der Übergangsabschnitt A2 einen Konuswinkel AC auf, der sich aus der Länge des Übergangsabschnitts A2 und dem Unterschied zwischen dem Querschnittsdurchmesser des proximalen zylinderförmigen Abschnitts A3 und dem Querschnittsdurchmesser des distalen zylinderförmigen Abschnitts Al ergibt.
Fig. 2 zeigt den Stent 10 im Ruhezustand, d. h. ohne äußere Kraftbelastung. Im implantierten Zustand wirkt auf den Stent 10 eine äußere Kraft, die daraus resultiert, dass das Gittergeflecht des Stents mit einer Radialkraft, die sich vorzugsweise aus den selbstexpandierenden Eigenschaften des Gittergeflechts ergibt, gegen die Gefäßwände gedrängt wird. Um eine gute Verankerung im Blutgefäß zu erreichen, wird zu Behandlung des Blutgefäßes vorzugsweise ein Stent ausgewählt, dessen Querschnittsdurchmesser etwas größer (meist ca. 20% größer) als der größte Querschnittsdurchmesser des zu behandelnden Blutgefäßes ist (Oversizing). Der Stent 10 ist also so dimensioniert, dass im implantierten Zustand eine Expansionsreserve besteht, die eine Radialkraft bewirkt, welche den Stent 10 dauerhaft gegen die Blutgefäßwand drängt. Das hat zur Folge, dass das Gittergeflecht des Stents 10 im implantierten Zustand einen kleineren Querschnittsdurchmesser einnimmt als im Ruhezustand.
Demzufolge verändert sich im implantierten Zustand durch die daraus resultierende Komprimierung und Streckung des Stents 10 die Lage der Drähte 11 zueinander. Dies wiederum beeinflusst die Größe der Maschen 12. Diesen Mechanismus macht sich die Erfindung zunutze, um eine gewünschte Porosität, insbesondere für den distalen zylinderförmigen Abschnitt Al, einzustellen.
Bei dem Stent 10 gemäß Fig. 2 ist insbesondere vorgesehen, dass im proximalen zylinderförmigen Abschnitt A3 eine höhere Porosität eingestellt ist, als im distalen zylinderförmigen Abschnitt Al. Wenn der Stent gemäß Fig. 2 im Bereich der Bifurkation der Arteria carotis communis 21 eingesetzt wird, so wie der herkömmliche Stent 10' in Fig. 1, kommt der distale zylinderförmige Abschnitt Al im Bereich der Softplaque 20 zu liegen. Da der distale zylinderförmige Abschnitt Al eine kleinere Porosität als der proximale zylinderförmige Abschnitt A3 aufweist, wird das Softplaque effizient zurückgehalten. Dabei macht sich der Stent 10 zwei Effekt zu Nutzen. Einerseits ist die Porosität im distalen zylinderförmigen Abschnitt Al bereits im Ruhezustand klein. Andererseits ist auch der Querschnittsdurchmesser des distalen zylinderförmigen Abschnitts Al im Ruhezustand kleiner, so dass der distale zylinderförmige Abschnitt Al im implantierten Zustand weniger stark komprimiert wird, als dies bei dem rein zylinderförmigen Stent 10' gemäß Fig. 1 der Fall ist. Somit behält der distale zylinderförmige Abschnitt Al im implantierten Zustand nahezu diejenige Porosität bei, die auch im Ruhezustand vorliegt.
Die Porosität des distalen zylinderförmigen Abschnitts Al ist vorzugsweise so eingestellt, dass Partikel, die in nachfolgenden Blutgefäßen zu Verschlüssen führen können, durch die engen Maschen im distalen zylinderförmigen Abschnitt Al nicht hindurchtreten können. Die demgegenüber höhere Porosität im proximalen zylinderförmigen Abschnitt, der im implantierten Zustand beispielsweise in der Arteria carotis communis 21 angeordnet ist, und/oder des Übergangsabschnitts A2, der die Arteria carotis externa 23 überspannt, bewirkt hingegen, dass Blut durch die Maschen hindurchströmen kann, so dass eine ausreichende Versorgung der Arteria carotis externa 23 gewährleistet ist. Es hat sich gezeigt, dass bestimmte Parameter für die Verwirklichung der Funktion des Stents gemäß Fig. 2 besonders vorteilhaft sind. Die Tabelle gemäß Fig. 3 zeigt sechs bevorzugte Ausführungsbeispiele eines erfindungsgemäßen Stents 10. Für alle in der Tabelle genannten Ausführungsbeispiele gilt, dass der Stent 10 ein Gittergeflecht aus 24 Drähten mit einem Drahtdurchmesser von 80 pm aufweist. Der Konuswinkel AC im Übergangsabschnitt A2 beträgt in allen Ausführungsbeispielen gemäß Fig. 3 vorzugsweise 10°. Außerdem weist der proximale zylinderförmige Abschnitt A3 in allen Ausführungsbeispielen gemäß Fig. 3 einen Flechtwinkel von 70° auf. Für alle hier beschriebenen Parameter gelten vorzugsweise die entsprechend in der Tabelle angegebene Toleranzen.
Im Hinblick auf die in der Tabelle angegebene Drahtanzahl ist anzumerken, dass diese im Wesentlichen die Anzahl der offenen Drahtenden am proximalen Längsende 14 bezeichnet. Da jeder Draht 11 am distalen Längsende umgelenkt ist, um eine Endschlaufe 15 zu bilden, entspricht die Drahtanzahl tatsächlich der Schlaufenanzahl. In der Tabelle gemäß Fig. 3 ist jedoch lediglich die Drahtendenanzahl beschrieben bzw. die Anzahl der Drähte über ein Umfangssegment des Stents, wobei unberücksichtigt bleibt, dass die Drähte an den Endschlaufen 15 umgelenkt sind.
Für alle Ausführungsformen und -beispiele der Erfindung gilt folgendes:
Der proximale zylinderförmige Abschnitt A3 weist eine andere Porosität als der distale zylinderförmige Abschnitt Al auf. Generell kann die Porosität gezielt so eingestellt sein, dass sie vom Stentdurchmesser in einem der Abschnitte Al, A3 abhängig ist. Weitere Parameter, die die Porosität beeinflussen können sind der Drahtdurchmesser, die Anzahl der Drähte des Gittergeflechts und der Flechtwinkel. Insbesondere kann die Porosität Por in wenigstens einem der zylinderförmigen Abschnitt Al, A3 in folgender Abhängigkeit zu den genannten Parametern eingestellt sein: d n _ 2d2 _ por = > cosa n n D tana sin2a n D
Dabei ist mit „d" der Durchmesser des Drahts 11, mit „n" die Drahtanzahl, mit „a" der Flechtwinkel und mit „D" der Außendurchmesser des Stents 10 bezeichnet. Um das Ergebnis als Prozentzahl zu erhalten, ist der Wert der Porosität Por noch mit 100 zu multiplizieren:
Por (%) = Por ■ 100
Die Porosität beschreibt das Verhältnis der projizierten Drahtoberfläche (abzüglich der Überkreuzungsfläche) zur gesamten Mantelfläche des Stents 10.
Besonders bevorzugt ist es, wenn die Porosität des proximalen zylinderförmigen Abschnitts A3 um wenigstens 2%, insbesondere wenigstens 2,5%, insbesondere wenigstens 3%, von der Porosität des distalen zylinderförmigen Abschnitts Al abweicht. Die Abweichung kann zu einer höheren Porosität oder einer niedrigeren Porosität des proximalen zylinderförmigen Abschnitts A3 im Vergleich zum distalen zylinderförmigen Abschnitt Al führen. Die Porosität kann auch dadurch eingestellt werden, dass Drähte 11, 11' entlang der Längsachse paarweise verdrillt sind.
Bezugszeichenliste
10', 10 Stent
11', 11 Draht
12', 12 Masche
13 distales Längsende
14 proximales Längsende
15 Endschlaufe
20 Softplaque
21 Arteria carotis communis
22 Arteria carotis interna
23 Arteria carotis externa
Al distaler zylinderförmiger Abschnitt
A2 Übergangsabschnitt
A3 proximaler zylinderförmiger Abschnitt
Q Längsachse

Claims

ANSPRÜCHE Stent (10), insbesondere zur Behandlung von Erkrankungen der Halsschlagader, mit einem rohrförmigen Gittergeflecht aus Drähten (11), die jeweils helixförmig um eine Längsachse (Q) des Gittergeflechts gewunden sind und sich über- und unterkreuzen, wobei das Gittergeflecht in einem Ruhezustand einen proximalen zylinderförmigen Abschnitt (A3) und einen distalen zylinderförmigen Abschnitt (Al) aufweist, die durch einen Übergangsabschnitt (A2) miteinander verbunden sind, wobei der proximale zylinderförmige Abschnitt (A3) einen anderen Querschnittsdurchmesser und eine andere Porosität als der distale zylinderförmige Abschnitt (Al) aufweist. Stent (10) nach Anspruch 1, dad u rch geken nzeich net, dass der proximale zylinderförmige Abschnitt (A3) eine höhere Porosität als der distale zylinderförmige Abschnitt (Al) aufweist. Stent (10) nach Anspruch 1 oder 2, dad u rch geken nzeich net, dass der proximale zylinderförmige Abschnitt (A3) einen größeren Querschnittsdurchmesser als der distale zylinderförmige Abschnitt (Al) aufweist. Stent (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dad u rch geken nzeich net, dass der proximale zylinderförmige Abschnitt (A3) im Ruhezustand einen Querschnittsdurchmesser von wenigstens 5 mm, insbesondere wenigstens 8 mm, insbesondere wenigstens 9 mm, insbesondere wenigstens 10 mm, aufweist. Stent (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dad u rch geken nzeich net, dass der distale zylinderförmige Abschnitt (Al) einen anderen, insbesondere kleineren, Flechtwinkel als der proximale zylinderförmige Abschnitt (A3) aufweist. Stent (10) nach Anspruch 5, dad u rch geken nzeich net, dass der Flechtwinkel im distalen zylinderförmigen Abschnitt zwischen 60° und 75°, insbesondere zwischen 63° und 72°, insbesondere zwischen 63° und 67° oder zwischen 68° und 72°, vorzugsweise 65° oder 70°, und im proximalen zylinderförmigen Abschnitt zwischen 65° und 75°, insbesondere zwischen 68° und 72°, insbesondere 70°, beträgt. Stent (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dad u rch geken nzeich net, dass der distale zylinderförmige Abschnitt (Al) ein distales Längsende (13) des Gittergeflechts umfasst, in dem die Drähte (11) Endschlaufen (15) bilden. Stent (10) nach Anspruch 7, dad u rch geken nzeich net, dass das distale Längsende (13) konisch aufgeweitet ist. Stent (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dad u rch geken nzeich net, dass der Übergangsabschnitt (A2) konusförmig ausgebildet ist. Stent (10) nach Anspruch 9, dad u rch geken nzeich net, dass der Übergangsabschnitt (A2) einen Konuswinkel (AC) zwischen 5° und 20°, insbesondere zwischen 7° und 15°, vorzugsweise 10°, aufweist. Stent (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dad u rch geken nzeich net, dass das Gittergeflecht zwischen 12 und 36 Drähte (11), insbesondere zwischen 18 und 30 Drähte (11), vorzugsweise 24 Drähte (11) aufweist. Stent (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dad u rch geken nzeich net, dass die Drähte (11) einen Drahtdurchmesser zwischen 50 pm und 120 pm, insbesondere zwischen 60 pm und 100 pm, insbesondere zwischen 70 pm und 90 pm, vorzugsweise 80 pm, aufweisen. 16 Stent (10) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dad u rch geken nzeich net, dass die Porosität des proximalen zylinderförmigen Abschnitts (A3) um wenigstens 2%, insbesondere wenigstens 2,5%, insbesondere wenigstens 3%, von der Porosität des distalen zylinderförmigen Abschnitts (Al) abweicht, insbesondere wobei die Porosität des proximalen zylinderförmigen Abschnitts (A3) größer oder kleiner als die Porosität des distalen zylinderförmigen Abschnitts (Al) ist.
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