专利名称：不透辐射内假体的制作方法
技术领域：
本发明涉及装有护网(armature)的内假体(endoprostheses),该护网的可见性 在医学成像中得到提高。
背景技术：
腔内放置内假体的技术，特别是在受血栓影响或长有动脉瘤的血管中放置支架 的技术，现在已广为人知并得以广泛使用，尤其是在心血管领域。
但是，在放置过程中和后续检查患者情况时仍然存在很大的问题，因为它们都 很细小，通过X射线内窥镜t艮难精确定位这些内假体。在成像中唯一能够看到的部 分就是它们的护网，其体积和粗度随着受治疗的血管的直径减小。
最明显的例子就是在颅腔内的干涉颅骨自身构成辐射吸收的障碍。再者，用
于脑动脉瘤治疗的支架特点就是直径小，通常在3mm到5mm的数量级内。构成这 些支架的金属丝本身非常细(40 u m到50 y m的数量级)，这样才有可能将支架经 由外径不超过3单位法兰西(French)的导管导入。当在X射线监视下放置这种尺 寸数量级的支架时，由于所用金属丝的纤细和由颅骨粗度所造成的对比度损失，实 际上不可能做到支架精确定位，这就意味着对于这些棘手的手术，手术实施者实际 上必须要在看不见的情况下工作。
在实践中，考虑了大多数金属丝在0.1mm数量级的粗度时失去不透辐針性。贵 重金属的使用(由铂、金或钽制成的金属丝)能够在直径为25 " m的数量级时还能 被看到。不幸地，这M属的机械性能很一般，所以不能单独使用它们，必须结合 使用其他更稳定的金属。
为了纟激牟这个问题，已经作了多种尝试。如，US 6569194提出使用加入含有如 金属钨的合金，从而明显地改变护网的机械性能。
对于基于由激光切割的管所构成的支架，US 2003/0121148和WO 2005/028014
设想M焊接来固定由高吸收材料制成的i真充物，如钼、金或钽，以此来作为fei己 物。该，將需要在加工过程中借助非常复杂和昂贵的设备。这些填充物的固定也许 需要两个阶l，完成，因为需要借由称之为底层的介质来获得足够的粘着。此外， 多余的材料必须通过电解抛光来清除。这种技术带来的另外一个问题是，在血液媒 介中，焊接材料与护网金属间会出现电偶腐蚀5_ ，其中血液担当电解液。同样的
问题也出现在EP—0894481中，该技术中，少量不透明辐射的金属丝作为标记物置 于护网上。
发明内容
本发明的--个目的是使内假体的护网在医学成像中可见，而不大量使用价格昂 贵且机械性能 -般的不透辐射金属。
本发明的另夕卜-个H的是避免弓i起电偶腐蚀。
本发明的又一个目的是使这种内假体能够用于直径一卩常小的血管中，尤其是在
相对有限的条件下，典型地用于颅内手术。
本发明的主题是装有由金属丝制成的护网的内假体，典型地为支架。 依照本发明的内假体特征在于其护网由至少两层金属丝构成(最好，至少三
层金属丝)，且构成该护网的金属丝包括由称之为"吸收体"的不透辐射材料制成的
芯；从侧面看，这至少两层金属丝呈现为在空间上相互偏移的重叠窗口的三维堆叠
状，立体地，呈现为-谨串的锥形墩。不同层的金属丝的芯之间的相互作用提高『
所述内假体在X射线医学成像中的可见性。
这种设计的一个意想不到优点是，它能够使用很少量的被称之为"吸收体"的
不透辐射材料而保留品质惊人的可见性，如后面所示的那样。
本发明的另外一个目的是最大程度地限制护网的各层的相互相对运动。 为了达到这个目的，构成该至少两层的金属丝最好相互缠绕，以使每条金属丝
构成每层的一部分。
根据一个tt^实施例，该金属丝的芯的直径不超过25 u m，最好不超过13 u m。
地，该芯的不透辐射材料从下面的集合中选择{金，钼，钽}。
地，包围该不透辐射的芯的金属从下面的集合中选择{不1辩1埃尔吉洛
伊fr丄蚀游丝合金，镍合金，钛合金}。 优选地，包围该芯的金属是形状记["乙材料。 根据一个优选实施例，该金属丝通过共挤出生成。 根据一个具体实施例，所述护网无覆盖层。此处，内假体构成所称"支架"。 在接下来的说明中，术语"支架"或"内假体"相互交换使用，除非特别说明，
在无论什么样的具体实施例中，使用其中一个或另一个术语没有任何限制。
结合附图，本发明的这些方面和其他的方面将通过本发明的具体实施例的详细
描述进行阐明，其中
图1是成《象光学原理示意图2是由不透辐射材料组成的金属丝的不同直径和相应的"可见系数"的平行 列表；
图3是多层支架网孔的放大图。
这些图并不是按尺寸纟魏lj。通常地，类似的元件在各图中用类似的标记标注。
具体实施例方式
不透辐射是通过X射线通过该物质时的衰减来表示的。在本发明的框架下，在
这里，我们说的x射线当然仅是其能级与在医学成像中的使用相兼容的。当x射线
穿过实际斜牛(灰度对比度在图像中可见)时，通过该物质ffiih戶舰X射线的比例。
当它们穿过物质时，射线的强度减小，这是因为由于所谓的光电效应，光子停 止在其传播方向上。
强度的衰 劍艮从指数衰减规律，其形式定义为Ix=I。e，其中I。是入射X射 线光束的强度，Ix是-一定距离d上所吸收光束的强度，"是每cm的线性衰减系数 (这就是说仅有部分能量被吸收)。X射线光束的总体衰减是形成X射线照片图像 的总体暗色化(或明亮化)的原因。
X射线的衰减取决于物体或材料的厚度、密度、组成的原子的原子序数以及X 射线的能量。
应该注意到射线的能量越高，衰减越小，穿透的射线就越多。 因此，X射线照片图像是由X射线光束的衰减或吸收的不同形成，起穿过的介 质的作用。胶片上的每个区域的可见灰度相应于由相继交错的障碍物(骨头、肌肉 体、血管壁、支架护网)所产生的基本衰减的总和。因此，这些障碍物的"阴影" 彼jt匕重叠出现，没法区分它们(图l)。 X射线的阻滞的原理
当X射线邻近穿过具有足够能量以发射自己的原子的深层电子时，发生所谓光 电交女应。
x射线被吸收，因而发生的能量突变变成相应动能的"光电子"。电子，后留 下的"空穴"通过更外一层的电子的跃迁来i真补，这使得低能量的特征射线&通过 改变轨道而逃逸。
射线&的能皿里可以忽略不记，因为其禾號太弱，不会在己获得的图像上有 显著的作用。
由光电效应弓胞的相互作用的可能性与物质的密度和组成的原子的原子im的
立方成正比。高原子序数的原子，象钼(Z=78)或铅(Z=82)，较之组成有机物 的低原子微的原子(碳、氢、氧、氮)，更容易舰光电效应来aih X射线。例
如，铂原子(Z=78)光电效应干涉的可能性是氧原子(Z=16)的(78/16) 3二11.5倍。
当电压在50-70KV间时，光电效应被认为是最主要的效应。 因此，根据逻辑，应该使用由大量高原子序数金属组成的支架。 但是，这种"逻辑"不能应用在医学成像中。首先，需要这些材料在医学上与 在人体内不确定的存留时间相适应，因此从刚才的材料中排除了铅、铀等。至于"贵 重"材料，金、柏、钽，其价翻滁了大量使用它们的可能性，而且在护网中实施 它们也很闲难。
此外，如果是要在极度细小的血管中实施，内假体自身的体积就开始成为问题。 因此，迫使其使用基于总量减少了的金属所构成的护网，致使图像变得不可用，当 背景噪声显著时(骨头的存在)更是如此，这是在脑领域操作时的典型情况。
此外，不要忘记，纤小的护网意在内假体的功能中承担重要的角色支撑其所 插入的血管壁。相应地，需要采用展现出良好机械性能(弹性、抗弯曲等)的金属， 这些性质未必与高原子序数同时具备。
许多研究者试图将由展现有较好机械特性的金属制成的芯与不透辐射金属结合 在一起。在这方面，金属包层法是最常见的一种解决方法，尤其是因为所用"贵重" 金属的量可以以精确的方式给出。不幸地，在体液中的两种金属的结合会导致电链 应的发生，这最终将导致接触中的一种金属完全溶解。
在本发明的框架中，因此，优先于切割的管状护网，想到的是使用编织状的护 网，不透辐射金属用作"标记物"，嵌入由高抵抗材料制成的金属丝中，这可以通过 使用共挤技术来实现。
在我们所了解的情况中，很明显地是4顿诸如钼的高效X射线吸收物与金属丝 结合是明智的。镍制成的管用铂芯挤压出(coextruded)30X，然后拉到期望的直径。 该金属丝由Fort Wayne M6tal提供，名称为镍钛-DFT (Nitinol-DEF )(拉长的镍 钛管)。
如果直径为40ix m的镍钛-DFT⑧金属丝填充了 30%的钼，铂体的直径为22u m左右。在实践中据估计，对于最强的吸收剂如金或铂来说，22um指定的X射线 检测的下限。
图2是随钼金属丝直径的增加其相应的可视系数的平行列表。从表中可以看出， 下限是在金属丝直径为0.025mm处获得。低于该值时，产生的信号与医学成像设备 的背景噪声混杂在一起。再一次，碰到实际的检测极限的问题。
但是，用于治疗脑动脉瘤的支架的特点就是直径小，通常是3—5mm的数量级。 因此，支架的金属丝必须足够细(40—50Pm的数量级)，这样才會隨过外径不超 过3Fr (法兰西)的导管导入。
根据前面提到的衰减规律，交叉(crossed)材料厚度是至关重要的因素材料
越厚吸收越显著。我们想到采用由材科的几个相继的网层构成的护网，以验证相继 的网层的"堆积"是否t跑到与不透辐射材料的厚度连续的层同样的作用。
在护网或编织状支架的情况下，该效果通过使用多层编织技术容易获得，如在
相同发明人的申请(PCT/BE01/00210)中所描述的那样。
在我们所了解的情况中，很明显地是使用诸如铂的高效X射线吸收物与金属丝 结合是明智的。铂金属丝插入到由镍钛制成的管(该金属丝占该管横截面的30%)， 然后整体拉至期望的直径。该金属丝由Fort Wayne M6tal提供，名称为镍钛-DFT⑧(拉
长的镍钛管)。
如果直径为40 " m的镍钛-DFT⑧金属丝填充了 30%的钥，铂芯的直径约为22 nm。如上所述，在实践中据估计，对于最强的吸收剂如金或钼来说，22um是X 射线检测的F限。
由于我们所用的是网眼而不是连续的金属板，所以所用的铂的量不重要。尽管
如此，出现r意想不到的现象。尽管所涉及的金属量很小，支架的总不透辐射性显
著上也放大或增大。该现象可被解释如下
参照图3，注意具有多层的护网一该例中为三层——从侧面看是空间上叠加 的窗口的三维堆叠。为了清楚，缠绕物没有示出。每层的网格呈现为中空四边形。
最外边的层表示为白色，打点的是中间层，有阴影线的是最内层则。
这些窗口相互偏移，立体地呈现为一系列锥形墩。
支架的内层的金属丝(EFGH)间的空间看来确实要比外层金属丝(ABCD)间 的空间"小"。该现象随着层数的增加出现在所有标记了的金属丝上。每层壁的基本 的四边形网眼无限地彼此重叠，构成锥体，其底部(ABCD)对应于护网的最外层。
用于医学成像设备的光源射出X射线束，以给定的入射角碰到支架的表面。每 条金属丝的铂芯吸收约78%的射线。没被吸收的部么S逐渐被邻近的金属丝吸收而 不是被散射或由骨头或其他周围的组织吸收。
这种陈列有相同方向的金属丝的层的连续排列，衛共了这样的优越性，即娜 的X射线、次级X射线以及没有被骨头和组织所吸收的X射线为了全部的入射角 而被保留。因此，这种结构的支架起到了防t^lt滤线栅的作用。从两层开始，该现 象随着堆叠层数的增加而增加。
该现象的实现得到下面两个实验的支持。
实验l:上文中指出，22um是大多数吸收金属的粗度下限。据知供应商能提 供的是具有10%铂的44P m的DFT金属丝，铂的粗为13 " m。
如前文所描述，以该种金属丝实现的编织物所构成的支架，较^照支架，在 实验中产生完全可见并与骨头和周围组织对比更大的图像。
实验2:单壁支架，由直径为40tim含钻为30X的金属丝编织成，其公认土舰 X身寸线具有不透辐射性，但一旦被置^#头较多的环境中，它不再能够凭视觉辩别
出来。
该实验表明，骨头吸收了所有损失的以及没被支架附近吸收的射线，因此由于 骨头的原因，增加了背景噪声。这种现象在单壁支架的情况中不会出现。 对动脉瘤的效果
上述效果可以通过在一个中放置另一个的方式来放置几个相应直径的支架(或 内假体)来获得，但该过程很不实际，尤其是由下对齐这些支架(或内假体)相当 困难，以及可能的移动问题(相对于血管壁每个支架的相对位移)。实验显不，通过 一个单一的多层编织支架nj以获得更好的效果。
安装内假体或脑部支架就是为了寻求距Llt动脉瘤的发展的问题，动脉瘤的破裂 经常会给患者带来致命性的结果。
脑动脉瘤根据其大小来分类，这要同时考虑动脉瘤囊的直径和颈部(动脉瘤囊 和动脉瘤囊生长的血管之间的通道)的宽度。根据作者，他们被进行了不同的分类。
例如，东田(Higashida)将动脉瘤分为3种，囊保持小于12mm为"小于平均"的 动脉瘤，12mm到25mm的"宽"动脉瘤，大于25mm的"巨大"动脉瘤。
治疗脑动脉瘤通常是将"线圈"方夂入动脉瘤的囊屮并封好。现有技术目前的状 态表明这种治疗方法对于小颈(2—3mm)动脉瘤效果显著，鉴于这些动脉瘤的大 小可以不同，尤其是在生长中。
但是，实际上大多数动脉瘤所展现的5页尺寸大于4mm，对于这些所谓巨大动脉 瘤来说基于"线圈"的治疗不是有效的治疗在相当多的案例中，实施者被要求成 功地^A几个"线圈"又不形成动脉瘤血栓。此外会出现一有害的现象这些线圈 的移动朝向主动脉。为了避免这个问题， 一些实践者预先在动脉中放置符合动脉瘤 的颈的一个支架以实现无回流装置的功能，通常是由激光切割得以形成大网眼的镍 柱。随后穿过支架的网眼插入一个或几个线圈，所述支架防止后来的线圈朝着主动 脉回流。这种包括有几个步骤的方法，其过程耗时长、枯燥令人厌倦、昂贵，且失 败率高。
用双壁支架治疗的具体特点
穿过颈部的上部(相对于流的到达在末梢)，血^it入囊状动脉瘤；形成的流产 生漩涡(涡流)，它沿旨囊壁运动，直到其出口。这样的涡流一个接一个，在时间 上随着心脏跳动连续地一个接一个。实际上，这些涡流在动脉瘤中不是严格地沿同 一车AS流动，逸ftit成扰动(漩涡)，扰动对动脉瘤囊壁保持压力，通过膨胀使动脉 瘤囊逐渐变窄，直至有可能发生 皮裂。
劍门寻 过禁止这些涡流的运动来改变动脉瘤中的这种血液动力，因此有利 于血液的停滞及随之而来的在动脉瘤的实际囊中血凝结(血栓)。
在动脉瘤的入口已经做了各种尝试，以通过放置传统内假体或支架(激光切割 了的柱体，通过气球扩张，或独层编织)建立该血栓。
结果是， 一方面支架在进入的血液,^1没有达到期望的积极效果(从诱导血栓 的意义上来讲)。通过分析，关于颈部的表面区域，其网眼仅占面积的非常小的表面 区域(网眼投影到颈部平面上)。比率[颈部表面积V由网眼占据的表面积]因此很小。
增加该比率会纟lrS好的的导管带来体积问题，结果增加了插入的难度和在自然弯曲
的脑动脉中导航的难度。
对于其部分来说，内假体包括覆有膜(聚酯或PTFE)的刚性护网，其带来体
积庞大的问题以及与聚合体分子有关的发炎反应的问题。
另--方面，据发现本发明提出的结构，即通常地，多层编织(各种各样的层， -层重叠在另一层上)且相互偏移，为所用的支架在流的改变上提供了重要角色， 该流最终停滞，有利于止血，其本质上涉及到血小板(凝血细胞)。该发现完全与推
理相谬，因为金属丝很细，程度(covemge)[颈部表面粉由网眼占据的表面积]与前面 所述的是同一个数量级。
为了在一顿陏效地封闭动脉瘤和确保分支的渗透性，该分枝可能位于动脉瘤对 面或其上游或下游几就处，劍门使用了与独层支架的孔隙率相等的多孑L支架(即 70-80%)，但采用了不同的孑L和层的三维布置，以获得低渗透性，足以削减由刚进入 动脉瘤时形成的涡流所产生的力量。水渗透性是用水在相应于120mmHg的压力下 流入标准设备的量(单位为gr/min.cm2)来定义的。在该示例中，没有支架时渗透 性是14260 gr/min.cm2，在3mm的支架时处于12162土76 gr/min.cm2数量级，即85%.
因此，客观上孔隙率与独层支架(例如由激光切割的管型或编织型)的孔隙率 处于同一数量级。使多层支架更有效的原因是网眼在空间上的分布方式，换而言之，
正^H维几何的改变控制着支架在改变血液动力和相应的使动脉瘤形成血栓中起作 用。
应该注意较之覆盖了膜的内假体本发明的支架显示出的另一个优点动脉瘤经 常是位于血管中誕侧支血管的分叉处。当是这种情况时，放置覆膜的支架会弓l起
危险，不但会封锁动脉瘤而且会封锁这些侧血管分叉。而这种5嫁在非覆膜的支
架中不会发生，血液可以穿过支架毫无问题的通过。
此外，编织使得支架在其导入导管(在缩小的直径下)时可以采用最小的横截 面积。
M检査归纳(posteriori)在活体内评估血管(内部由支架或内假体覆盖)的壁上 的再狭窄(血小板的积累)的过程，注意到了最后的且不是较小的效果。通过至今 无法解释的效果(但其有可能与构成护网各层的金属丝的相互摩旨关)，令人惊人 地发现没有出现再狭窄。因此，多层编织有可能具有不可预料的"自清洁"功能， 因此，开启了该种类型的支架的应用的新未来。
对本领域的技术人员来说，很显然本发明不仅限于说明的示例和上面的描述。本发明包括其旨新特征及其组合。附图fei己的使用是非限制性的。术语"包括" 的使用决不排除未提及的元素的存在。定惯词" 一个"的使用旨在引入一个元素而 不排除出现多个这样的元素。本发明已结合相关的具体实施例进行描述，这是纯说 明性的，不能视为对发明的限制。
权利要求
1.装有由金属丝所构成的护网的内假体，其特征在于所述护网由至少两个金属丝层构成；构成所述护网的所述金属丝包括由不透辐射材料制成的金属芯；该至少两个金属丝层从侧面上看，呈现为空间上相互偏移的重叠窗口的三维堆叠状，立体地，呈现为一连串的锥形墩；不同层的金属丝的芯的交互作用提高了所述内假体在X射线医学成像中的可见性。
2. 如权利要求1所述的内假体，其特征在于所述护网由至少三个金属丝层 构成。
3. 如权利要求1或2所述的内假体，其特征在于构成,至少两个层的金 属丝相互缠绕，使得每条金属丝构成每个层的一部分。
4. 如权禾腰求l到3中任--权利要求所述的内假体，其特征在于所述金属丝的芯的直径不超过25 " m。
5. 如权利要求1到4中任一权利要求所述的内假体，其特征在于所述芯的直，5不超过21um。
6. 如权利要求1到5中任一权利要求所述的内假体，其特征在于所述芯的直径不超过13陸。
7. 如权利要求1到6中任一权利要求戶腐的内假体，其特征在于戶腿芯的 不透辐射材料从下面的集合中选择{金，钼，钽}。
8. 如权利要求1到7中任一权利要求戶腿的内假体，其特征在于戶腿包围 戶 不透辐射的芯的金属从下面的集合中选择:{不锈钢，埃尔吉洛伊耐蚀游丝合金， 镍合金，钛合金}。
9. 如权利要求8所述的内假体，其特征在于所述包围所述不透辐射的芯的金属是形状记忆材料。
10. 如权利要求1到9中任一权利要求戶脱的内假体，其特征在于戶舰金属丝通过共挤生成。
11. 如权利要求1到10中任一权利要求戶腿的内假体，其特征在于戶腿护 网无覆盖层。
全文摘要
一种内假体，装有由在X射线医学成像中可见的金属丝所构成的护网，其中该护网由至少两层金属丝构成，构成该护网的金属丝包括由不透辐射材料制成的芯，不同层的金属丝的芯的相互作用提高了所述内假体在X射线医学成像中的可见性。
文档编号A61F2/90GK101370445SQ200680047520
公开日2009年2月18日 申请日期2006年10月2日 优先权日2005年10月3日
发明者诺里蒂恩·弗里德 申请人:诺里蒂恩·弗里德