用于影响血流的植入物.pdf

本发明涉及用于血管，特别是影响动静脉畸形的区域中的血流的植入物，所述植入物具有包括组合以形成圆形植入物的单个细丝的壁，其特征在于所述圆形编织物以伸场形式被定位并且在插入导管中具有减小的直径，并且在放置部位膨胀，因此适合于血管直径并且增加它的编织密度。

1、  用于血管，特别是影响动静脉畸形的区域中的血流的植入物，所述植入物具有壁，包括单个细丝组合以形成圆形植入物，其特征在于所述圆形编织物以伸长形式被定位并且在插入导管中具有减小的直径，并且在放置部位膨胀，因此适合于血管直径并且增加它的编织密度。

2.  根据权利要求1的植入物，其特征在于所述圆形编织物的细丝具有形状记忆性质。

3.  根据权利要求2的植入物，其特征在于所述细丝至少部分由镍钛诺构成。

4.  根据以上权利要求中任一项的植入物，其特征在于在所述圆形编织物的近端和/或远端，所述细丝的末端至少成对地联接并且彼此永久地连接，联接细丝末端形成为使得它们不会导致创伤效应并且被设计成用于附连到保持元件的连接元件。

5.  根据权利要求4的植入物，其特征在于所述细丝末端成对地联接。

6.  根据权利要求4或5的植入物，其特征在于所述细丝末端彼此焊接。

7.  根据以上权利要求中任一项的植入物，其特征在于所述圆形编织物具有多织，尤其是双织设计。

8.  根据以上权利要求中任一项的植入物，其特征在于所述细丝折叠数为2。

9.  根据权利要求8的植入物，其特征在于所述细丝末端彼此成对地连接。

10.  根据以上权利要求中任一项的植入物，其特征在于所述细丝末端沿轴向方向聚拢在一起并且彼此连接。

11.  根据以上权利要求中任一项的植入物，其特征在于所述细丝末端通过设在前面上的焊点彼此连接。

12.  根据权利要求11的植入物，其特征在于所述细丝末端彼此焊接以彼此齐平。

13.  根据权利要求11的植入物，其特征在于所述细丝末端彼此焊接以在长度上交错布置。

14.  根据权利要求9-13中任一项的植入物，其特征在于在相同平面上平行聚拢的四个或以上细丝彼此焊接。

15.  根据以上权利要求中任一项的植入物，其特征在于所述编织物结构具有由所述细丝获得的范围在30到80％之间的表面覆盖率。

16.  根据权利要求15的植入物，其特征在于所述表面覆盖率范围在40到70％之间。

17.  根据以上权利要求中任一项的植入物，其特征在于所述圆形编织物的细丝被涂覆塑料材料。

18.  根据权利要求1-17中任一项的植入物，其特征在于所述圆形编织物被涂覆薄膜或者带有整体或部分填充塑料材料的网格。

19.  根据权利要求18的植入物，其特征在于所述薄膜带有为了增加它的可膨胀性的槽口。

20.  根据以上权利要求中任一项的植入物，其特征在于它带有至少一个不透射线标记材料。

21.  根据权利要求19的植入物，其特征在于所述植入物包含标记元件。

22.  根据以上权利要求中任一项的植入物，其特征在于所述标记元件由编织到所述圆形编织物中或以类似螺旋的形式围绕所述圆形编织物的细丝的铂或铂合金制造。

23.  根据权利要求22的植入物，其特征在于所述连接元件是布置在所述细丝的末端的限定直径的球形末梢。

24.  根据权利要求23的植入物，其特征在于所述连接元件焊接到所述细丝末端。

25.  根据权利要求1-24中任一项的植入物和所述植入物通过保持元件所附连的导丝的组合。

26.  根据权利要求25的组合，其特征在于所述保持元件具有圆盘形状并且在它的周边上带有用于容纳所述植入物的连接元件的凹窝，所述保持元件的直径被选择成使得它可以穿过惯用设计的导管并且所述连接元件由所述导管的内壁约束和保持在它们的凹窝内部。

27.  根据权利要求25的组合，其特征在于所述保持元件具有圆盘形状并且在它的周边上带有用于容纳所述植入物的连接元件的凹窝，所述植入物的连接元件由所述可缩回软管约束和保持在它们的凹窝内部。

28.  根据权利要求25或26的组合，其特征在于所述保持元件由两个适当间隔的固定元件构成，所述固定元件在它们之间容纳拉伸形式的植入物。

29.  根据权利要求28的组合，其特征在于所述固定元件带有独立导丝，依靠所述导丝可以调节所述固定元件相对于彼此的间隔。

用于影响血流的植入物
技术领域
本发明涉及用于血管的植入物，该植入物具有包括组合形成圆形植入物的单个细丝的壁。该植入物将特别用于影响动静脉畸形的区域例如瘘和动脉瘤中的血流。它也可以例如用于缺血性卒中的治疗以恢复、增加或保持血流。该植入物可以被设计成是可恢复的。
背景技术
动静脉畸形会显著损害患者并且甚至会导致致命危险。特别地，这适用于动静脉瘘和动脉瘤，尤其当发现这些存在于脑区域中时。通常，试图通过植入物隔绝这样的畸形，所述植入物通常借助于导管通过脉管内技术被放置就位。
尤其当治疗动脉瘤时植入铂螺旋线证明了它的价值，所述螺旋线或多或少地完全填充动脉瘤，大大阻塞血流入并且允许填充和最终隔绝动脉瘤的局部血栓或血块。然而，该治疗方法仅仅适合具有到血管系统的相对窄通路的动脉瘤，被称为腺泡状动脉瘤。在血管隆凸具有到血管的宽通路的情况下有植入螺旋线会被冲出并且导致脉管系统的其他区域损伤的风险。
在这样的情况下已经提出将一种支架放置就位，该支架“阻挡”动脉瘤的开口并且这样防止闭塞螺旋线被冲出。然而带有宽网状壁的该性质的支架具有某些缺陷。
在一个方面，这涉及并不防止血液进入动脉瘤的宽网状结构。因此如果闭塞装置并未充分地占据动脉瘤空间，施加于血管壁的压力保持不衰。然而在该情况下后期治疗会是困难的，原因是支架将阻塞到动脉瘤的通路并且妨碍附加闭塞装置的放置。
另一缺陷在于支架不能适合于它的放置部位。为了最佳地工作支架应当与血管壁紧密接触但是不对壁施加过高压力。不同于用于膨胀血管以抵消狭窄的支架，该类型的支架必须被视为套管，它对血管的血管内腔和内皮壁的影响应当尽可能小。因此当该类型的支架满足所述要求时它仅仅使用有限，即使它被选择尤其用于预期目的。
由丝线编织物构成的支架为人们所知已有很长时间，特别是应用于冠状动脉领域中。这些支架通常被制造成圆编织结构，单个细丝在相反延伸螺旋形或螺旋状元件的层中形成支架壁。这样产生既沿径向方向支撑又可透血液的网状编织物。
圆形编织物设计的这些支架遇到的问题在于存在于自由端的小直径松弛端可能具有创伤效应。
如US-A-4 655 771(Wallsten)所提出的，这样的圆形编织物的支架带有布置在松弛端之间的U形连杆，这使它无创伤。然而，U形连杆倾向于导致应力并且因此导致支架的变形。
根据US-A-5 061 275(Wallsten等人)，这样的丝线支架的松弛端通过激光处理被倒圆以抵消受创。在该公开文献中提出的支架也由圆形编织物构成，所述圆形编织物的单个丝线在结区带有凹痕以允许壁结构内的无应力固定。
当用于治疗狭窄时由细丝构成的圆形编织物设计的这样的支架依靠在放置部位的气囊被液压膨胀并且附连到血管壁。在放置期间附连到导丝的气囊充当支架卷曲安装在其上的输送元件。然而，这样的输送元件不应当用于期望影响或导通脑区域中的血流的植入物；相反地，自动地适于血管直径并且斜靠在血管壁上的植入物在该情况下将是有利的。
与由丝线编织物制造的支架或植入物关联的另一问题方面是它们的制造。以被截断成期望长度的编织无端软管的形式制造它们被视为是有利的。在该情况下在截成尺寸的软管的两端产生松弛丝线端，所述松弛丝线端必须以很大代价被钝化，例如通过提供上述连杆的附连。
发明内容
因此，本发明的目标是提供一种植入物，其能够以这样的方式影响血管中的血流使得动静脉畸形可以尽可能地被封闭以防止血流。这同样适用于血管的闭塞，所述血管例如由于它们将血液供给到肿瘤而将从血液循环系统被隔离。通过适当地选择植入物直径以适合各自的血管直径，植入物于是将能够适合于相关血管直径。在扩大和隆凸的区域中它将最大地膨胀到它的标称直径。
此外，本发明也提出了一种能够以无创伤方式，即不依靠气囊被放置的植入物。这样的放置装置必须可靠地保持植入物直到它最后从导管释放，并且特别地在它还未完全释放的情况下也必须允许植入物缩回到导管中。
根据本发明通过提供上面第一次所述类型的植入物实现该目标，它的圆形编织物以伸长形式被定位并且在插入导管中具有减小的直径，该植入物在放置部位膨胀，因此适合于血管直径并且增加它的编织密度。
用于本发明的植入物的合适材料特别是具有高恢复力或弹簧作用的那些材料。这些尤其是具有超弹性或形状记忆性质的材料，例如镍钛诺。
在以下描述中术语圆形编织物的近端或远端分别表示最靠近主治医生或最远离医生的末端。因此，近侧和远侧应当被理解成最靠近或最远离放置系统的导丝。
在下文中通过参考用于封闭动脉瘤的圆形编织物描述了根据本发明的植入物。应当理解该类型的圆形编织物可以用于各种目的，特别是用于治疗其他类型的动静脉畸形。
特别地，本发明所提出的植入物并不是术语的通常含义内的支架，原因是它们并不具有支撑功能。它们并不用于稳固血管壁，而是表示导通在畸形区域中的血流。例如，它们将防止放置在动脉瘤中的闭塞装置被冲出到脉管路径中。它更应当被视为一种管线内元件、内套管或分流器。
根据本发明的植入物被制造成由多个细丝构成的圆形编织物，该圆形编织物基本形成无端软管。该无端软管然后可以被截成期望用于相关植入物的长度。单个细丝螺旋地或以螺旋的形式卷绕，单个细丝被缠结以形成编织物，即一个在另一个之下或之上交叉。为此，单线细丝通常沿两个方向卷绕，因此成恒定角彼此交叉，该交叉角例如为90度。根据本发明，并且在正常无应力条件下，90度以上的角是优选的，尤其是范围在90到160度之间的那些角；并且角在这里表示朝着植入物的末端张开的那些角。单个细丝的这样的陡急和足够致密的卷绕可以产生高表面密度的圆形编织物，能够沿轴向方向被拉伸，因此产生明显更小的直径。如果拉伸力被去除并且细丝材料的恢复力足够高，圆形编织物再次接近它的标称直径，即初始存在的无应力状态，并且膨胀，这在放置部位导致与血管壁紧密接触并且导致在壁的网状结构变得更致密。特别地，这也适用于血管扩大存在的区域。
特别地，在这样的本发明的圆形编织物中在植入物的末端突出的细丝末端至少成对地联接并且彼此永久地连接。这例如可以通过焊接或通过机械扣紧方法和胶粘实现。在该过程期间或另外地联接细丝末端被形成为使得它们不会导致创伤效应。
本发明的植入物通常未被液压膨胀和依靠气囊被放置就位。然而必须以这样的方式将植入物连接到导丝使得它们可以可靠地被控制。如本发明所提出的，这通过与放置过程所需的导丝的保持元件相互作用的连接元件实现。这样的连接元件是彼此组合的圆形编织物的细丝末端。
本发明的植入物可以考虑血管分支(分杈)，例如在所述区域提供较低的网格密度。
基本地，圆形编织物可以以任何已知方式被交织，但是特别地作为多织编织物被提供。尤其优选的是双织编织物。尤其当用于窄交织布置中时致密编织物将导致单个细丝受到高应力。然而，尽管多织设计有利于从编织物消除应力，在另一方面太高的交织布置将导致圆形编织物中的结合降低。
特别地，细丝也可以具有多个折叠数。尤其优选的是2或3折叠数的设计，两或三个细丝均平行地延伸。由于在圆形编织物制造过程期间细丝从线轴被供给到该过程，两或三个细丝从各自线轴同时被供给到在其上产生编织物的心轴。
根据本发明细丝的末端特别地成对彼此连接，在多个细丝的情况下，成对表示在所有情况下几个细丝的两束被联接。这样的束可以是紧凑布置，原因在于所有丝线被组合成基本圆形束并且所有丝线的前端被熔合在一起使得这样产生均匀圆顶形末端。以该方式实现了单个丝线的牢固结合连接并且束端被设计成是无创伤的。
备选地，丝线可以平行地被布置，它们的扇形配置的前端被熔合在一起。该设计的优点是与细丝聚束技术相比设在连接区域中的直径相对小。
另一配置变化是以偏移方式分组单个细丝，即丝线被截成长度以具有交错布置。通过它的前端面每个丝线连接到相邻丝线。最长的丝线然后可以用作连接元件。这样的交错布置可以被提供用于单个丝线的扇形和紧凑配置。
在任何情况下，彼此联接的细丝末端被设计成连接到保持元件的元件。
如上文所述，圆形编织物中单个细丝的无应力布置的重点在于植入物表面被设计成尽可能致密。由于必须保持编织物挠性用细丝覆盖表面高达100％实质上是不可能的。优选的是表面覆盖率在30到80％的范围内，优选地在40到70％之间。
为了提高表面覆盖率圆形编织物可以涂覆例如由特氟隆(Teflon)、硅酮或其他生物相容塑料材料构成的薄膜。为了增加挠性和可膨胀性这样的塑料薄膜可以带有交错布置的槽口，槽口的纵向方向沿着植入物的外周线延伸。这样的薄膜例如可以通过将植入物浸渍到合适的液体薄膜介质(分散系或溶液)中并且随后例如借助于激光设备提供槽口获得。通过浸渍网格例如可以完全或部分被填充。
备选地，通过浸渍到塑料分散系或溶液中植入物的单个细丝可以被涂覆这样的塑料材料或细丝横截面增加。在该情况下网格区域保持开放但是网格尺寸显著减小。
本发明所提出的植入物由具有恢复性质的惯用植入物材料优选地具有弹簧特性的医用钢或由具有形状记忆性质的材料制造。在后一种情况下尤其是镍钛诺被认为是有用的。
植入物可以以本身已知的方式被涂覆。合适的涂覆材料特别是描述用于支架的那些材料，例如具有抗增殖、消炎、抗血栓形成性质或特性有利于向内生长和/或防止淀积的材料。优选的是促进植入物向内生长和形成新内膜的涂层。适宜的是在外部为植入物提供这样一种类型的涂层并且在内部使用抑制粘着的试剂，例如适合用于该目的的肝素或它的衍生物，ASA或寡糖和壳多糖衍生物。在这方面进一步适合的是纳米颗粒层，例如减小粘着的SiO₂聚合物的超薄层。
在实际实践中本发明的植入物的放置将在放射线摄影控制下进行。所以植入物应当带有不透射线标记材料或完全由不透射线材料构成。这样的不透射线材料特别是钽、金、钨和铂金属，例如Pt-Ir合金，后者是优选的。这样的标记例如可以作为标记元件以本身已知的方式附连到细丝的末端或作为标记细丝编织到植入物的编织结构中。单个细丝也可以涂覆由铂丝或铂合金丝构成的螺旋线。
根据本发明彼此联接的细丝末端被设计成形成连接元件。作为例子，这可以通过将限定直径的球形末梢布置在这些连接元件获得，并且这样的末梢可以通过借助于激光技术熔合产生。而且，连接元件也可以通过使用激光器将材料焊接/熔合在一起被附连。依靠卷曲等的机械结合也可以被提供。
这样的连接元件例如可以被设计成使得球形连接器例如通过连接丝线被焊接到联接和焊接在一起的细丝末端。
除了球形以外连接元件的设计也可以提供诸如锚形、矩形这样的形状或其他形状的部件。无论如何，连接元件用于根据键/锁原理工作，即它们与保持元件相互作用，所述保持元件在它的周边上设有合适的凹窝或凹口。只要保持元件和以伸长和直径减小的形式附连到它的植入物在导管内往前移动两者就由于导管壁的约束机械地保持结合在一起；并且当保持元件离开导管时植入物膨胀直到它到达它的最终直径并且这样从设在保持元件中的凹口使自身脱离。
将植入物固定在保持元件的凹窝或凹口中也可以依靠独立软管实现，所述软管在保持元件上被牵引或放置以与在保持元件中就位的连接元件或连接器形成形状闭合结合。当植入物到达它的最终位置时软管缩回并且以该方式释放植入物。在这之后，保持元件与导丝、软管和导管可以被缩回。
因此，本发明也涉及上文所述类型的植入物和该植入物通过保持元件所附连的导丝的组合。
如上所述保持元件和植入物的组合移动通过脉管内导管。为此保持元件具有圆盘形状并且在它的周边上带有用于容纳植入物的连接元件的凹窝。保持元件的直径将被选择成使得它可以毫无困难地穿过惯用设计的导管，然而同时连接元件由导管的内壁约束和保持在它们的凹窝内部。在这方面连接元件的球形设计被认为是有利的，原因是接触惯用导管的内壁并且因此摩擦和阻挡移动部件的面可以被最小化。
根据一个优选实施例保持元件由两个适当间隔的固定元件构成，所述固定元件在它们之间容纳拉伸形式的植入物。在该情况下两个固定元件带有用于植入物的连接元件的各自凹口并且植入物被设计成在它的近端和它的远端包括合适的连接元件。
带有两个固定元件的适当设计的保持元件可以将两个固定元件连接到同一个导丝并且布置成彼此相距限定距离使得保证给定长度的植入物经历限定的伸长和张紧。以该方式任何过多伸长被消除并且在植入物在血管内被释放之后施加的恢复力可以是完全有效的。作为替换选择固定元件也可以附连到两个独立导丝，所述导丝允许植入物由主治医生或依靠适当设计的固定装置调节或伸长。第二导丝也可以以导管的形式被设计。.
附图说明
通过附图更详细地解释了本发明，其中：
图1显示了用于本发明的体系中的圆形编织物的典型例子；
图2显示了单或双折叠数的细丝；
图3示出了单织或双织编织物；
图4a提供了关于本发明的编织物的细丝末端怎样被联接的信息；
图4b显示了两个细丝末端的连接的第二变型；
图5a显示了细丝末端的紧凑、聚束布置；
图5b示出了扇形布置的联接细丝末端；
图5c显示了交错布置的联接细丝末端；
图6显示了依靠保持元件导丝与圆形编织物之间的连接方法；
图7是利用两个保持元件的实施例；
图8显示了使用软管将植入物附连到保持元件的另一变型；
图9是示出根据本发明的植入物的表面密度与长度变化之间的关联的图表；和
图10显示了本发明的植入物怎样被布置在动脉瘤的颈部区域中。
具体实施方式
图1显示了由彼此缠结的单个细丝2构成的本发明的植入物1的编织结构。在所示例子中单个细丝成大约120的角交叉，所述角的张开侧指向圆形编织物的敞开端。该图示显示了处于稍微拉伸/伸长状态的编织物，即直径被减小。
角θ表示相对于纵轴的编织角，在未拉伸条件下并且当达到标称直径时所述角可以高达80度。当编织物在导管内部处于伸长位置时角θ可以减小到大约7度。
应当理解圆形编织物的标称直径将匹配在进行治疗的位置的目标血管的内腔。
编织物在常规编织机上以无端编织结构的形式被制造。编织在心轴上进行，所述心轴的外径对应于在机器上制造的产品的内径。
适当配备的编织机控制编织物的结构，例如线的数量、线走向和在圆周上和单位捻长度的交叉点的数量。线的数量取决于花边线轴的数量，所述线轴均沿两个方向围绕编织物芯体旋转一半。
细丝通常由金属例如钢丝、不透射线铂金属或铂合金或镍钛诺构成。然而，也可以使用强度足够的塑料细丝。理想地，细丝强度等于0.01到0.2mm，特别地范围在0.02到0.1mm之间。为了获得壁区域的高覆盖率平条材料可以用于代替丝线材料，所述平材料例如具有范围在0.05到0.5mm之间，优选高达0.1mm的宽度，具有上述强度。
本发明的圆形编织物可以由单一细丝(折叠数1)或由两个(折叠数2)或以上细丝产生。
图2显示了两个平行导向细丝均交叉(折叠数2)或仅仅单一细丝2交叉(折叠数1)的交叉点3。如果两个或以上细丝被放到一起，这些将通过相同线轴被供给。
图3显示了包括折叠数2的细丝2的单织和双织结构的例子。在单织结构中细丝对一个在另一个之上和一个在另一个之下交替布置。从图示中可以看出，在双织结构中细丝对均在两个相反走向的细丝对之上并且然后在两个相反走向的细丝对之下延伸。
当圆形编织物被压缩时折叠数为二，甚至更高的折叠数导致圆形编织物的更高表面密度并且同时减小纵向膨胀。然而该更高表面密度导致挠性减小，尽管也增加了摩擦和张力。这可以通过利用更高的交织布置被抵消，即双织或更高的交织结构将导致更高的挠性。根据本发明，双织结构和折叠数2是优选的。
在将产品切割成尺寸以产生特定单元之后编织物末端必须适当地终止。这必须保证编织结构的形状稳定性和防止脉管系统被损伤或伤害。在这方面同样重要的是提供圆形编织物的末端的有序结构。
图4a显示了两个细丝2，2’怎样在圆形编织物的末端被组合成细丝对4，2和2’是相反走向的细丝。为此，细丝沿轴向方向被弯曲并且在远侧被焊接在一起。在该情况下在边缘交叉点一个定位在另一个之上的细丝彼此连接。交叉点例如将在水平参考线与垂直节面A-A相交的位置被找到。
从图4b可以看到有联接两个细丝2和2’的另一变型以形成通过两个臂2”和2”’和焊点8连接到细丝2，2’的细丝对4。连接件4的两个臂在焊点8’被聚拢在一起。细丝对4可以被预组装并且使得有可能获得不会干涉细丝2，2’的布置的均匀和一致的末梢。
图5显示了通常如图4中所示的编织物的末梢变型。根据图5a束包括四个细丝2，所述细丝的前端例如依靠激光焊接技术被焊接在一起。在一个方面这导致单个细丝被永久地联接，因此防止圆形编织物的解体并且同时保证另外有伤害倾向的细丝尖端被整形成无损伤。根据一个优选实施例焊点5可以被设计成形成能够充当连接元件的球形或型件。
图5b显示了细丝束4的扇形配置，单个细丝在远侧依靠共同焊点5彼此连接。
在图5c中细丝束4的单个细丝末端的交错布置被显示成包括单个焊点5，依靠所述焊点进行各个细丝之间的连接。
该变型提供细丝被切割成长度以具有交错布置。最长丝线可以充当连接器并且例如可以带有附连到它的尖端的成形元件。通过它们的前端表面所有较短丝线通过结合或熔合方法连接到相邻丝线。在利用该特定实施例时特别关心的是在连接区域中希望的较小直径。
在总共带有16根双线的折叠数为2的双织编织结构的情况下产生图5中所示类型的总共八个焊接头(其他是可想到的)，所述焊接头充当用于将根据本发明的植入物附连到保持元件的八个连接元件。
图6显示了本发明的植入物1的组合，所述植入物通过保持元件12连接到导丝10并且在导管11中往前移动。在它的近端植入物1通过焊接在一起的末端细丝束7附连到保持元件12，所述束被整形以形成连接器6。在它的周边上保持元件12带有连接器6适配在其中的凹窝，所述连接器具有一种球形尖端或头部。保持元件12具有圆盘状横截面并且以这样的方式适合于导管11的内部宽度使得由于内导管壁的约束作用防止布置在凹窝13中的连接器6移出凹窝。
如果植入物1借助于导丝10移出导管11的末端，它被释放并且膨胀，导致它的直径增加。连接器6现在正移出凹窝13，导致植入物被释放使得导丝和保持元件12可以缩回。植入物1的膨胀导致它紧密地适合于血管的壁并且这样它能够阻隔动静脉畸形例如动脉瘤。
图7显示了由导丝、保持元件和导管11中的植入物构成的图6中所示的组合的又一变形。根据该变型有可能将植入物固定在近侧定位保持元件12与远侧保持元件12’之间。两个保持元件12，12’带有周边布置凹窝，通过连接器6布置在末端并且焊接在一起的细丝束7被插入所述凹窝中。取决于保持元件12，12’的间隔位于之间的编织物1可以受到不同程度的伸长，这促进了移动通过导管。
为了能够引起相对运动需要两个独立操作引导系统。这例如可以通过提供两个独立导丝10实现。在另一变型中近侧保持元件12连接到挠性管而远侧定位保持元件12’固定到在该管内延伸的导丝10。为了保证系统具有足够的挠性管14和导丝10可以由镍钛诺制造。
在可以释放植入物之前系统必须正确地定位在它的远端。在系统在远侧被释放之后带有远侧保持元件12’的导丝10可以首先被缩回导管11中。在这之后，植入物1也可以在它的近端通过缩回导管11被释放并且近侧保持元件12与管14一起可以被缩回。
根据图8a的释放系统显示了本发明的植入物1的组合的另一变型，所述植入物通过保持元件12连接到导丝10并且在未在该图中示出的导管中往前移动。在它的近端植入物1以这样的方式通过末端焊接连接器6连接到保持元件12使得连接球6适配到设在保持元件12中的凹窝13中。在保持元件12上被牵引的软管15将连接器6固定在凹窝13内，导丝10在所述软管内部延伸。
图8a显示了包括植入物、保持元件、导丝和软管的组合，其中植入物被固定，而在软管15被缩回之后植入物从保持元件12被释放可以在图8b中看到。
由于导丝10和软管15可以相对于彼此在这里未示出的导管内移动，植入物首先可以适当地定位在放置部位，之后缩回导管并且最后通过缩回软管15释放植入物。随后，软管15和带有保持元件12的导丝10可以被向后牵引到导管中并且与导管一起从血管被去除。仍然被保持但是在它的远端已释放的植入物可以被向后牵引到导管中进行新的放置或去除。
经受所需拉力的软管本身是已知的。然而，为了保证即使用更长软管也能获得足够挠性适宜的是在软管中提供槽口或其他开口，主要在软管的远侧区域。这增加了软管弯曲质量并且使得有可能在应用它之前从系统排出空气。
该释放系统的其他变型是可想到的，其例如可以提供连接球6由某些其他类型的连接元件代替并且通过导管11，管14或软管15在保持元件12固定在它们的位置。
应当理解如这里所述依靠管、软管或在导管内将植入物固定到保持元件的方法也可以用于其他类型的植入物。
在图9中显示了提供关于本发明涉及的编织支架的表面密度与长度变化之间的关联的说明的图表。
在完全膨胀状态(静态条件)下具有100％的编织物直径的根据本发明的植入物具有0％的纵向膨胀。当伸长增加时编织物直径降低并且编织物长度加倍则直径减小4％，增加三倍则直径减小15％。这意味着用于通过必须被引入到靠近目标部位的血管中的微导管输送的本发明的管线内元件必须经历显著的伸长。
在这方面编织密度在完全膨胀，即0％的纵向膨胀下达到100％的值。当编织物直径减小4％(纵向膨胀100％)时编织密度减小46％，并且当编织物直径仅仅为85％时达到40％的编织密度。
该图表显示了理想圆柱形编织物的理论值。然而必须考虑血管通常不是理想的圆柱形状，并且尤其在必须进行隔离的动脉瘤颈部的区域中血管直径也由于开口常常比相邻健康血管段更高。由于上述畸形特征管线内植入物元件的编织物能够在期望位置呈现更高的表面密度并且以该方式可以阻挡或阻塞血流进入动脉瘤。
通常，表面密度/编织密度将是完全膨胀状态的大约40-70％。然而随着根据本发明的植入物的良好放置或者当在动脉瘤的区域中的血管直径大大增加时可以达到明显超过理论上可获得的值的70％。
图10是显示放置在动脉瘤A的颈部区域中的血管中的根据本发明的植入物的示意图。编织物1的主要膨胀发生在动脉瘤区域A中，编织角θ为大约68。细丝或编织密度相应地增加。在血管内腔正常的圆形编织物1的边缘区域编织角θ等于60，导致细丝密度相应地减小。
由于细丝密度在动脉瘤区域A中更高，本发明的圆形编织物的可透性减小，这符合导通动脉瘤区域A中的血流和“截断”动脉瘤A免于血流的影响的预期目的。该隔离或防护步骤例如可以进一步通过用闭塞螺旋线或其他闭塞装置填充植入物1外部的动脉瘤空间A被增强。