DE69216513T2 - Verfahren zur Erhöhung der Zugfestigkeit eines Dilatationsballons - Google Patents
Verfahren zur Erhöhung der Zugfestigkeit eines DilatationsballonsInfo
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Description
- Diese Erfindung betrifft ein Verfahren zur Herstellung eines dünnwandigen Dilatationsballons mit einem hohen Prozentsatz der maximalen Zugfestigkeit des Ballonmatenais gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1.
- Bei einem Ballondilatationsvorgang wird ein Katheter, der einen Ballon an seinem distalen Ende trägt, in einer Körperhöhle eines Patienten angeordnet und zur Dehnung der Höhle aufgeblasen. Das Verfahren wird allgemein zur Dilatation einer verengten Arterie und insbesondere zur Erweiterung verstopfter Koronararterien verwendet. Dilatationsverfahren werden auch bei peripheren Blutgefäßen, den Herzklappen und anderen Körperteilen durchgeführt.
- Es gibt einige wünschenswerte Merkmale für einen Dilatationsballon. Der Ballon sollte einen maximalen und kontrollierbaren Durchmesser im aufgeblasenen Zustand besitzen. Üblicherweise wählt ein Arzt einen Ballon mit einem aufgeblasenen Durchmesser, der dem Innendurchmesser des nicht verstopften Blutgefäßes neben der zu behandelnden Stenose entspricht - jede Erweiterung über diesen Durchmesser hinaus könnte einen Riß des Gefäßes bewirken. Der Ballon sollte eine dünne Wand aufweisen, so daß er sich mit geringem Querschnitt eng um den Katheterschaft legen kann, wodurch der entleerte Ballon in enge Stenosen und Durchgänge eingeführt und aus diesen entfernt werden kann. Der Ballon muß auch biegsam sein, da Steifigkeit verhindert, daß sich der Ballon verbiegen kann, wenn er durch gekrümmte Durchgänge vorgeschoben wird, ein Merkmal, das manchmal als "Führbarkeit" beschrieben wird. Eine geringe Steifigkeit (hohe Biegsamkeit) ermöglicht auch, daß der Ballon sich leicht im Körper des Patienten zusammenfalten kann, wenn der Ballon entleert wird. In dieser Hinsicht versteht sich, daß der Ballon, wenn er entleert ist, üblicherweise dazu neigt, zu einem Paar Flügel zusammenzufallen, die sich bei unzureichender Biegsamkeit nicht leicht um den Katheterkörper falten oder legen, während der entleerte Ballonkatheter gegen Körpergewebe vorgeschoben oder von diesem zurückgezogen wird. Der Ballon sollte auch eine ausreichend hohe Berstfestigkeit aufweisen, so daß er eine ausreichende Dehnungskraft auf das zu behandelnde Gefäß ausüben kann. Die für verschiedene Verfahren erforderliche Berstfestigkeit schwankt jedoch deutlich, da die Dehnungskraft des Ballons als Funktion des Ballondurchmessers zunimmt, ohne eine entsprechende Erhöhung des Aufblasdrucks zu erfordern. Je größer der Durchmesser des Ballons ist, um so geringer kann daher die Berstfestigkeit sein, während dennoch weiterhin eine ausreichende Dehnungskraft entwickelt wird. Zum Beispiel kann ein Ballon mit 20 Millimetern (mm) Durchmesser, der in einem Klappenplastikverfahren verwendet wird, nur eine Berstfestigkeit von etwa 3,04 bis 6,08 bar (3 bis 6 Atmosphären) aufweisen, während ein Ballon mit 3 mm Durchmesser, der zur Dehnung kleiner Koronararterien verwendet wird, einen Berstdruck von 10,13 bis 20,26 bar (10 bis 20 atm) erfordern kann.
- Dilatationsballons wurden aus einer Reihe von thermoplastischen Polymermaterialien hergestellt, einschließlich Polyestern, Polyurethanen, Polyvinylchlorid, thermoplastischen Gummis, Silicon-Polycarbonat-Copolymeren, Ethylen-Vinylacetat-Copolymeren, Ethylen-Butylen-Styrol-Blockcopolymeren, Polystyrol, Acrylonitril-Copolymeren, Polyethylen, Polypropylen und Polytetrafluoro-ethylen (PTFE). Jedes dieser Materialien besitzt andere spezifische Eigenschaften und kann unterschiedliche Verarbeitungstechniken erfordern.
- US Patent 4,490,421 von Levy (nunmehr Reissue- Patente 33,561 und 32,938) beschreibt die Verarbeitung eines teilkristallinen Polyester-Homopolymers, nämlich Polyethylenterephthalat (PET), zur Herstellung eines Ballons mit verbesserter Zähhigkeit, Biegsamkeit und Zugfestigkeit. Der Ballon wird durch Erwärmen eines schlauchförmigen Rohlings in einer Außenform auf eine Temperatur oberhalb Recktemperatur, durch Längsziehen und Umfangserweitern des Rohlings zur Bildung eines Ballons und anschließendes Abkühlen unter die Recktemperatur gebildet. Zum Erwärmen des Rohlings über die Recktemperatur wird eine Außenform in ein erwärmtes flüssiges Medium eingesetzt oder es wird eine erwärmte Flüssigkeit durch Kammern in der Form geleitet, so daß Wärme auf die äußere Oberfläche der Seitenwand des Rohlings zum Ausgleichen ausgeübt wird. Es wird ein Ballon mit verhältnismäßig dünner Wand und hoher Festigkeit erzeugt.
- Eines der Probleme bei den bekannten Erwärmungsund Dehnungstechniken bei der Herstellung von PET-Ballons besteht darin, daß ein Ballon mit optimaler (hoher) Zugfestigkeit an der inneren Oberfläche hergestellt wird. Dieser unterschiedliche Zugfestigkeitsgrad quer über die Seitenwand führt zu einer geringeren gesamten oder "durchschnittlichen" Zugfestigkeit. Im Idealfall wäre es wünschenswert, die optimale (höchste) Zugfestigkeit an beiden Oberflächen des Ballons und quer über die Wand zu erreichen, um die höchste durchschnittliche Zugfestigkeit zu erzielen.
- Der Reckgrad (und die daraus resultierende Festigkeit), der an jedem Punkt über die Seitenwand eines Ballons erzielt wird, der aus einem teilkristallinen reckbaren Polymer (wie PET) besteht, ist eine Funktion der Temperatur (höhere Temperatur ist mit einem geringeren Recken gleichzusetzen) und des Dilatationsmaßes (höhere Dilatation ist einem stärkeren Recken gleichzusetzen). Selbst wenn daher der innere und äußere Durchmesser des Rohlings bei derselben Temperatur beginnen, wie nach dem Stand der Technik beabsichtigt war, ist das Recken, das bei den Innendurchmessern erzielt wird, aufgrund des größeren Eigendehnungsgrades an der inneren Oberfläche größer. Genauer dehnt sich die innere Oberfläche aufgrund der relativen Unterschiede in der Dicke zwischen dem inneren und äußeren Durchmesser stärker und in den meisten Fällen deutlich stärker, und der Dehnungsgrad wird nach außen hin über die Seitenwand zu der äußeren Oberfläche zunehmend geringer. Während daher die innere Oberfläche die bestmögliche (höchste) Zugfestigkeit erreichen kann, wird bei der äußeren Oberfläche ein viel geringeres Dehnungsmaß erzielt und dieses verringert die gesamte oder durchschnittliche Zugfestigkeit. Wenn ferner das Temperaturgleichgewicht über die Wand nicht erzielt wird und die äußere Oberfläche des Ballons bei einer höheren Temperatur bleibt, wird die innere Oberfläche in einem noch stärkeren Maße im Vergleich zu der äußeren Oberfläche gereckt, und die durchschnittliche Zugfestigkeit ist noch geringer.
- Das Dokument US 4,044,086 nach dem Stand der Technik offenbart ein Verfahren zur Herstellung nicht kristalliner carbonisierter Getränkeflaschen zur Erzielung eines Temperaturgradienten über die Seitenwand des Rohlings, um eine Streckweißtrübung (d.h., einen Mangel an Durchsichtigkeit) und eine geringe Schlagfestigkeit zu verhindern, die auftreten, wenn die innere Oberfläche stärker gedehnt wird als die äußere Oberfläche. Das offenbarte Flaschenherstellungsverfahren ist jedoch nicht zur Herstellung eines viel dünneren Dilatationsballons geeignet und es ist nicht bekannt, ob ein Temperaturgradient überhaupt bei einem sehr dünnwandigen Rohling, der zur Herstellung eines Dilatationsballons verwendet wird, erzielt werden kann.
- EP-A-0439202 offenbart eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Herstellung von Ballons für medizinische Vorrichtungen und betrifft ein verbessertes Verfahren zur Herstellung eines kontrollierten, reckbaren Ballons aus einer ausgewählten Gruppe von Materialien. Das offenbarte Verfahren offenbart jedoch nicht die Verwendung eines Temperaturgradienten über die Seitenwand des Ballons oder einen der Vorteile, die mit der Verwendung eines Temperaturgradienten verbunden sind.
- EP-A-0274411 offenbart ein Verfahren zur Herstellung eines dünnwandigen Ballons mit hoher Festigkeit, bei dem ein sehr dünnwandiger Rohling verwendet wird, um die Dehnungsverhältnisse zwischen der inneren und äußeren Oberfläche des Ballons zu verringern. Dieses Dokument offenbart jedoch nicht, wie deutliche Unterschiede in den Dehnungsverhältnissen zwischen dem inneren und äußeren Durchmesser des Ballons ausgeglichen werden können, indem ein kompensierender Temperaturgradient über die Seitenwand vorgesehen wird.
- Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein verbessertes Verfahren zur Herstellung eines Dilatationsballons mit einer höheren durchschnittlichen Zugfestigkeit und einem im wesentlichen gleichförmigen und verhältnismäßig hohen Reckgrad quer über seine Seitenwand zu schaffen.
- Nach dem Stand der Technik ist es somit bekannt, ein Verfahren zur Herstellung eines dünnwandigen Dilatationsballons mit einem hohen Prozentsatz der maximalen Zugfestigkeit des Ballonmaterials bereitzustellen, wobei das Verfahren die Schritte des Erwärmens eines dünnwandigen schlauchförmigen Rohlings, der aus biaxial reckbarem Polymer besteht, auf eine Temperatur von nicht weniger als der Recktemperatur des Polymers, des Längsziehens und Umfangserweiterns des Rohlings während dieser der Temperatur ausgesetzt wird, umfaßt, wobei die Umfangserweiterung durch Verschließen eines Endes des Rohlings und Einspritzen von Fluid zur Dehnung des Rohlings erfolgt.
- Die vorliegende Erfindung löst die Probleme nach dem Stand der Technik, indem ein Verfahren geschaffen wird, bei dem das Fluid erwärmt wird und bei dem der schlauchförmige Rohling eine Wanddicke von nicht mehr als etwa 0,635 mm (0,025 Inch) aufweist und erwärmt wird, um einen Temperaturgradienten über die Seitenwand des Rohlings zu erhalten, wobei der Gradient zu einer Abnahme der Wandtemperatur von der inneren zu der äußeren Oberfläche des Rohlings führt, wobei der Rohling in Längsrichtung gezogen und an seinem Umfang erweitert wird, während er dem Temperaturgradienten ausgesetzt ist, und der Temperaturgradient so gewählt wird, daß er unterschiedliche Dehnungsmaße über die Seitenwand ausgleicht, wodurch ein dünnwandiger Dilatationsballon mit einer hohen durchschnittlichen Zugfestigkeit und einem im wesentlichen gleichförmigen und verhältnismäßig hohen Maß an Reckung über seine Seitenwand hergestellt wird.
- Weitere Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen offenbart.
- Vorzugsweise wird ein teilkristallines Polymer wie Polyethylenterephthalat verwendet. Die Verarbeitungsparameter der Innen- und Außentemperaturen und das Maß der inneren und äußeren Dehnung werden selektiv verändert, um einen Ballondilatationskatheter mit einer erhöhten Zugfestigkeit und mit entweder dünneren Wänden oder einer höheren Berstfestigkeit herzustellen.
- Die Erfindung wird nun lediglich als Beispiel unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen beschrieben. In den Zeichnungen zeigen:
- Figur 1 eine Darstellung einer ballonbildenden Form im Längsschnitt, die einen Ballon in der Form, einen schlauchförmigen Rohling in strichpunktierten Linien und eine Quelle des erwärmten Fluids zeigt, das durch den Rohling geleitet wird,
- Figur 2 eine Längsschnittdarstellung einer anderen ballonbildenden Form mit Kanälen zum Zirkulieren eines erwärmten Fluids innerhalb der Form, und
- Figur 3 ein Diagramm, das den relativen Innenund Außendurchmesser eines anfänglichen Rohlings und eines fertigen Ballons zeigt, für den das innere und äußere Dehnungsverhältnis berechnet sind.
- Ein Dilatationsballon 12 wird in einer Form, wie in Figur 1 dargestellt, ausgebildet. Die Form umfaßt einen Formkörper 10 mit einer mittigen Innenbohrung 11, die den beabsichtigten Außendurchmesser des fertigen Ballons 12 definiert, und ein Paar Endglieder, einschließlich eines feststehenden Endglieds 14 an der linken Seite und eines beweglichen Endglieds 16 an der rechten Seite. Beide Endglieder enthalten nach außen konisch zulaufende Bohrungsabschnitte 14A bzw. 16A, die in mittige Endbohrungen 14B bzw. 16B mit geringerem Durchmesser übergehen.
- Die Form nimmt einen schlauchförmigen Rohling auf, der in strichpunktierten Phantomlinien mit 20 in Figur 1 dargestellt ist. Der Rohling 20 wird an seinen Enden, die aus der Form herausragen, erfaßt, wobei eines der Enden fest an einem Eingangsanschluß 22 befestigt ist, der über ein Drosselventil 28 mit einer erwärmten, unter Druck stehenden Fluidquelle 27 verbunden ist, und das andere Ende fest mit einem Ausgangsanschluß 21 mit einem Auslaßventil oder -stöpsel 29 verbunden ist. Zur Erwärmung des Rohlings 20 über die Recktemperatur und zur Erzeugung eines Temperaturgradienten über die Seitenwand strömt ein erwärmtes Fluid (etwa ein Gas) von der Quelle 27 vom Anschluß 22 durch das Innere des Rohlings und tritt beim Anschluß 21 aus. Der Rohling wird dann in Längsrichtung gezogen, indem die Endanschlüsse 21 und 22 in Längsrichtung auseinanderbewegt werden (die Mittel dazu sind nicht dargestellt). Der Rohling wird dann an seinem Umfang erweitert, indem das Ventil 29 geschlossen und ein erwärmtes Dehnungsfluid (Gas von der Quelle 27) über den Anschluß 22 in den Rohling eingespritzt wird; das Längsziehen kann auch während der Erweiterung fortgesetzt werden. Die Verwendung eines erwärmten Dehnungsfluids dient zur Erhaltung des Temperaturgradienten, indem ein Abkühlen der inneren Oberfläche des Ballons verhindert wird, was bei einem nicht erwärmten Dehnungsgas eintritt. Es wird bevorzugt, erwärmtes Gas, wie warmes Stickstoffgas, sowohl zum Erwärmen des Rohlings als auch zu dessen Erweiterung zu verwenden. Die Temperatur am Eingang und Ausgang des Rohlings wird von Sensoren 30, 31 in den Anschlüssen 22 bzw. 21 aufgezeichnet.
- Der Rohling wird vorzugsweise aus einem reckbaren teilkristallinen Polymer wie Polyethylenterephthalat (PET) gebildet. PET ist ein aromatischer linearer Polyester, der von einer aromatischen Dicarbonsäure oder deren Derivat als Hauptsäurekomponente abgeleitet ist. Er kann in eine Vielzahl geformter Strukturen schmelzextrudiert werden. Typische Beispiele für andere aromatische Dicarbonsäurepolymere, welche diese Kriterien erfüllen, werden von Materialien wie der Terephthalsäure, Isothalsäure, Naphthalenbicarbonsäure, gemeinsam mit aliphatischen Polymethylenglykolen mit 2 bis 10 Kohlenstoffatomen abgeleitet. Zu diesen zählen Ethylenglycol, Trimethylenglycol, Tetramethylenglycol, Pentamethylenglycol, Hexamethylenglycol, Didecamethylenglycol und Cyclohexandimethanol.
- Der PET-Rohling wird bei einer erhöhten Temperatur über der Übergangs- (Reck-) Temperatur zweiter Ordnung, gereckt, die durch das erwärmte Fluid reguliert wird, das durch den Rohling strömt. In einem alternati ven Ausführungsbeispiel, das in Figur 2 dargestellt ist, wird nicht nur ein erwärmtes Fluid durch den Rohling geleitet, sondern der äußere Formenmantel 18 ist mit Fluidkanälen 23, 24 versehen, um ein erwärmtes Übertragungsfluid wie warmes Wasser hindurchzuleiten, so daß die äußere Oberfläche des Rohlings auf eine geringere Temperatur als das erwärmte Fluid erwärmt wird, das mit den inneren Oberflächen es Rohlings in Kontakt steht.
- Das Recken des PET-Rohlings erfolgt bei einer Temperatur zwischen der Übergangstemperatur erster und zweiter Ordnung des Materials, vorzugsweise bei etwa 80ºC bis 120ºC und insbesondere bei etwa 90ºC. Der Rohling wird von einer Ausgangslänge L&sub1; zu einer gezogenen Länge L&sub2; in Längsrichtung gezogen. Wie in Figur 3 dargestellt ist, wird der Rohling an seinem Umfang von einem anfänglichen Innendurchmesser ID&sub1; und einem anfänglichen Außendurchmesser OD&sub1; zu einem endgültigen Innendurchmesser ID&sub2; und einem endgültigen Außendurchmesser OD&sub2; erweitert. Der gedehnte Ballon wird dann einer Thermofixierung unterzogen, wobei Dampf durch die Außenform bei einer Temperatur über der Reck- oder Dehnungstemperatur zirkuliert wird. Die Thermofixierung erfolgt bei einer Temperatur zwischen etwa 1100 und 220ºC und vorzugsweise zwischen etwa 1300 und 170ºC. Die Temperatur für die Thermofixierung wird über einen Bruchteil einer Sekunde oder mehr aufrechterhalten und vorzugsweise über etwa 5 bis 30 Sekunden, was ausreicht, um den Kristallinitätsgrad in dem Ballon zu erhöhen. Der Schritt der Thermofixierung ist wichtig, um eine Formbeständigkeit des Ballons zu garantieren, sowohl während der Lagerung als auch beim Aufblasen. Nach der Thermofixierung wird dann der Ballon auf eine Temperatur unter der Übergangstemperatur zweiter Ordnung abgekühlt, indem ein Kühlungsfluid durch die Außenform und/oder ein Kühlungsfluid durch den Rohling geleitet wird. Der so gebildete Ballon 12 kann von der Form durch Entfernen des Endglieds 16 und Herausziehen des ausgeformten Ballons aus der Form entfernt werden.
- Die relativen Dehnungsmaße, die bei dem Innenund Außendurchmesser erzielt werden, sind in Figur 3 dargestellt. Während der Umfangserweiterung des Rohlings 20 zum Ballon 12 ist das Innendurchmesser-Dehnungsverhältnis ID&sub2;/ID&sub1; wegen der relativen Dicke des Rohlings und des Ballons - der Rohling 20 ist im Verhältnis zum Ballon 12 viel dicker - größer als das Außendurchmesser-Dehnungsverhältnis OD&sub2;/OD&sub1;. In dieser Erfindung wird die Temperatur über die Seitenwand verändert, um das höhere Dehnungsverhältnis am Innendurchmesser auszugleichen, indem nämlich ein linear abnehmender Temperaturgradient über die Seitenwand erzielt wird, der von der inneren zur äußeren Oberfläche verläuft. Die geringere Temperatur an der äußeren Oberfläche erzeugt daher, ausgehend von einem bestimmten Dehnungsmaß, eine stärkere Reckung.
- Die Verwendung eines Temperaturgradienten gemäß dieser Erfindung ermöglicht die Herstellung eines Ballons mit einer durchschnittlichen Zugfestigkeit von mehr als 60% der maximal möglichen Zugfestigkeit des Polymers. Bei PET wäre dies eine Zugfestigkeit von mindestens etwa 482,6 MN/m² (70 kpsi). In weiteren bevorzugten Ausführungsbeispielen wird die Zugfestigkeit auf mindestens etwa 90% und insbesondere auf 95% der äußersten Zugfestigkeit erhöht.
- Der dünnwandige Rohling sollte eine Wandstärke von nicht mehr als etwa 0,635 mm (25 mil) aufweisen. Bei weiteren bevorzugten Ausführungsbeispielen ist die Wandstärke nicht größer als etwa 0,508 mm (20 mil) und insbesondere nicht größer als etwa 0,381 mm (15 mil).
- Die Verwendung eines Temperaturgradienten ist nicht günstig, wenn es einen deutlichen Unterschied zwischen den Innendurchmesser- und Außendurchmesser Dehnungsverhältnissen gibt. Bei Unterschieden in den Dehnungsverhältnissen von mindestens etwa 25% und insbesondere mehr als 50% gleicht daher der Temperaturgradient den Unterschied aus und erzeugt einen im wesentlichen gleichförmige Reckgrad über die Seitenwand. Es wurde beobachtet, daß bei den bisher bekannten Verfahren zur Herstellung von Ballons die Zugfestigkeit am Außendurchmesser mindestens 50% geringer ist als am Innendurchmesser.
- Vorzugsweise ist gemäß dieser Erfindung der Unterschied der Reckung über die Seitenwand des Ballons nicht größer als etwa 50%, insbesondere nicht größer als etwa 25% und ganz besonders nicht größer als etwa 10%. Das Ausmaß der durchschnittlichen Reckung über die Seitenwand kann aufgrund der Erhöhung der gemessenen Zugfestigkeit geschätzt oder direkt durch Messung der optischen Aktivität über die Seitenwand bestimmt werden.
- Obwohl hierin teilkristalline Polymere wie PET als bevorzugtes Ausführungsbeispiel beschrieben sind, können auch andere polymere Materialien bei dem Temperaturgradientenverfahren nach dieser Erfindung verwendet werden, um die Zugfestigkeit des Ballons auf einen verhältnismäßig hohen Prozentsatz der maximalen Zugfestigkeit eines bestimmten Ballonmaterials zu erhöhen. Zu anderen geeigneten Ballonmaterialien zählen zum Beispiel Polyurethan, Nylon, Polybutylenterephthalat (PBT), Polyester- und/oder Polyether-Blockcopolymere, lonomerharze und Kombinationen davon. Zum Beispiel kann ein geeignetes Polyester/Polyether-Blockcopolymer jenes sein, das von E.I. Dupont de Nemours and Co., Wilmington, Delaware, unter der Warenbezeichnung "Hytrel" vertrieben wird. Ebenso ist "Surlyn" ein Ionomerharz, das von derselben Firma vertrieben wird.
- Zusätzlich zu der Erhöhung der durchschnittlichen Zugfestigkeit kann entweder die Wandstärke verringert oder die Berstfestigkeit erhöht werden, oder eine Teilkombination davon erzielt werden (eine größere Wandstärke, die einer größeren Berstfestigkeit entspricht). Bei einem bevorzugten Ausführungsbeispiel weist der Ballon eine Wandstärke von nicht mehr als etwa 0,102 mm (4 mil) und insbesondere nicht mehr als etwa 0,025 mm (1 mil) auf. Als Alternative kann die Berstfestigkeit auf mehr als 20,26 bar (20 atm) und insbesondere mehr als 25,33 bar (25 atm) erhöht werden, ohne die Wandstärke zu erhöhen.
- Die folgenden theoretischen Beispiele zeigen die Eigenschaften, die mit der vorliegenden Erfindung im Vergleich zu dem Ballon nach dem Stand der Technik erzielbar sind.
- Als Grundlage für einen Vergleich wird zunächst ein Verfahren zur Herstellung eines bekannten Ballons in der ersten Spalte von Tabelle 1 beschrieben. Bei diesem bekannten Verfahren wird ein schlauchförmiger Rohling extrudiert aus einem PET-Homopolyesterharz mit hohem Molekulargewicht und einer anfänglichen Grundviskosität im Bereich von 1,01 und 1,02 vor der Extrusion. Die Grundviskosität wird während der Extrusion etwas verringert. Der Rohling wird in einer Außenform bei einer Temperatur von 90,6ºC über einen Zeitraum von etwa 1,13 Minuten erwärmt, unter der Voraussetzung, daß die Temperatur über die gesamte Seitenwand des Rohlings sich bei 91ºC stabilisiert. Dann wird der Rohling in Längsrichtung bei einem Verhältnis von 3,3X, um den Umfang am Innendurchmesser mit 7,0X und um den Umfang am Außendurchmesser mit 4,SX gedehnt. Das durchschnittliche Umfangsdehnungsverhältnis ist 5,SX, das durch Dividieren des Ballonaußendurchmessers durch den durchschnittlichen Durchmesser des Rohlings berechnet wird.
- Dann wird der Ballon bei 150ºC etwa zehn Sekunden thermofixiert. Der endgültige Ballon weist einen Außendurchmesser von 4,0 mm und eine Wandstärke von 0,00889 mm auf.
- Der Ballon besitzt eine berechnete, gemessene Berstfestigkeit von 18,44 bar (18,2 atm). Der Berstdruck wird durch ein einfaches Laborverfahren bestimmt, wobei ein Ende des polymeren Ballons verschlossen wird und ein unter Druck stehendes Gas schrittweise in das andere Ende geleitet wird. Der Aufblasdruck, bei dem der Ballon bei etwa 37ºC (Körpertemperatur) platzt, wird hierin als Berstdruck bezeichnet.
- Die durchschnittliche Zugfestigkeit am Umfang wird aus der allgemein bekannten, dünnwandigen Druckgefäßgleichung berechnet:
- Sc = PD/2t
- wobei Sc die Zugfestigkeit am Umfang, P der Berstdruck, D der ursprüngliche (geformte) Außendurchmesser des Ballons und t die Wandstärke des (geformten) Ballons ist. Die berechnete durchschnittliche Umfangszugfestigkeit ist 440,6 MN/m² (63,9 kpsi).
- Bei einem ersten theoretischen Beispiel der vorliegenden Erfindung ist das Ziel die Optimierung der durchschnittlichen Zugfestigkeit, wobei die bekannte Formtemperatur (91ºC) verwendet und das bekannte ID- Dehnungsverhältnis (etwa 7,0X) durch das OD-Dehnungsverhältnis ersetzt wird. Dadurch wird die Außenseite des Ballons auf die Festigkeit des stärksten Teils des bekannten Ballons gereckt/gedehnt. Die Innenseite des Ballons wird viel stärker gedehnt, auf etwa 14,1X, und die Innentemperatur wird über 91ºC angehoben, um eine größere Dehnung zu ermöglichen. Die Temperatur des ID wird variiert, um die Temperatur zu ermitteln, bei der die höchste Zugfestigkeit erzeugt wird. Wenn die Temperatur zu gering ist, bildet sich kein Ballon oder die innere Oberfläche kann beschädigt werden. Wenn die Temperatur zu hoch ist, wäre die Reckung bei weitem nicht optimal. Dies ist ein extremes Verfahren, das auf die Herstellung der äußersten Zugfestigkeit ausgerichtet ist.
- Wie in Tabelle 1 dargestellt ist, wird geschätzt, daß eine 56,5%ige Erhöhung der Zugfestigkeit gemeinsam mit einer 50,7%igen Verringerung der Wandstärke erzielt werden kann. Die Berstfestigkeit wird um 15,9% verringert.
- In einem zweiten Beispiel wird ein Ballon mit derselben Wandstärke wie jener des bekannten Produkts, aber mit einer höheren durchschnittlichen Zugfestigkeit erzeugt. Bei diesem Verfahren werden die ID-Dehnung und Temperatur bei demselben Wert wie in dem bekannten Verfahren gehalten und die Außendurchmesser (Form-) Temperatur wird gesenkt, um die Reckung/Dehnung der Außenschichten der Wand zu erhöhen. Die OD-Temperatur wird variiert, um die Reckung auszugleichen. Das Ausmaß, in dem die OD-Temperatur verringert werden kann, ist durch die Übergangstemperatur zweiter Ordnung begrenzt, was das Erzielen der optimalen Zugfestigkeit verhindern kann.
- Wie in Tabelle 1 dargestellt, wird angenommen, daß eine 56,5%ige Erhöhung der Zugfestigkeit bei derselben Wandstärke wie dem bekannten Beispiel erzielt werden kann. Zusätzlich kann eine 70%ige Erhöhung der Berstfestigkeit erzielt werden. TABELLE 1
- In einem dritten Ausführungsbeispiel, wird ein "mittleres" Verfahren verwendet, wobei der "durchschnittliche" Durchmesser im selben Maße wie dem bekannten ID-Dehnungsverhältnis gedehnt wird, mit dem ID bei einer höheren Temperatur als beim bekannten Verfahren und dem OD bei einer geringeren Temperatur als beim bekannten Verfahren. Somit wird eine höhere durchschnittliche Zugfestigkeit mit einer geringeren Wandstärke erzielt.
- Wie in Tabelle 1 dargestellt, wird eine 56,5%ige Erhöhung der Zugfestigkeit geschätzt, gemeinsam mit einer 40%igen Verringerung in der Wandstärke. Die Berstfestigkeit bleibt unverändert.
- Ballons, die unter den zuvor beschriebenen, verschiedenen Bedingungen hergestellt wurden, können bei Körpertemperatur platzen, und dann kann die Zugfestigkeit aus dem gemessenen Berstdruck berechnet werden. Durch Auftragen der verschiedenen Zugfestigkeiten ist es möglich, die notwendigen Parameter zur Erzielung der maximalen durchschnittlichen Zugfestigkeit zu ermitteln.
Claims (12)
1. Verfahren zur Herstellung eines dünnwandigen
Dilatationsballons (12) mit einem hohen Prozentsatz der
maximalen Zugfestigkeit des Ballonmaterials, wobei das
Verfahren die Schritte des Erwärmens eines dünnwandigen
schlauchförmigen Rohlings (20), der aus biaxial
reckbarem Polymer besteht, auf eine Temperatur von nicht
weniger als der Recktemperatur des Polymers, des
Längsziehens und Umfangserweiterns des Rohlings (20) während
dieser der Temperatur ausgesetzt wird, umfaßt, wobei
die Umfangserweiterung durch Verschließen eines Endes
des Rohlings (20) und Einspritzen von Fluid (27) zur
Dehnung des Rohlings (20) erfolgt, dadurch
gekennzeichnet, daß das Fluid (27) erwärmt wird und der
schlauchförmige Rohling (20) eine Wandstärke von nicht mehr als
etwa 0,635 mm (0,025 Inch) aufweist und erwärmt wird,
um einen Temperaturgradienten über die Seitenwand des
Rohlings (20) zu erhalten, wobei der Gradient zu einer
Abnahme der Wandtemperatur von der inneren zu der
äußeren Oberfläche des Rohlings (20) führt, wobei der
Rohling (20) in Längsrichtung gezogen und an seinem Umfang
erweitert wird, während er dem Temperaturgradienten
ausgesetzt wird, und der Temperaturgradient so gewählt
wird, daß er unterschiedliche Dehnungsmaße über die
Seitenwand ausgleicht, wodurch ein dünnwandiger
Dilatationsballon (12) mit einer hohen durchschnittlichen
Zugfestigkeit und einem im wesentlichen gleichförmigen
und verhältnismäßig hohen Maß an Reckung über seine
Seitenwand hergestellt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, daß das erwärmte Fluid (27) durch das Innere
des Rohlings (20) geleitet wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder Anspruch 2,
dadurch gekennzeichnet, daß der Temperaturgradient so
gewählt wird, daß ein Ballon (12) mit einer
durchschnittlichen Zugfestigkeit hergestellt wird, die größer als
60% der maximal möglichen Zugfestigkeit des Polymers
ist.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der
Temperaturgradient so gewählt wird, daß ein Ballon (12) mit einem
Unterschied in der Reckung über die Seitenwand von
weniger als 50% hergestellt wird.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Rohling (20)
in Längsrichtung gezogen und an seinem Umfang erweitert
wird, um einen Ballon (12) mit einer Wandstärke von
nicht mehr als etwa 0,1 mm (4 Milli-Inch) herzustellen.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer
ausgewählt wird aus der Gruppe bestehend aus Polyester,
Polyurethan, Nylon, Polyester- und/oder
Polyether-Blockcopolymeren, lonomerharzen und Kombinationen davon.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Polymer
teilkristallin ist.
8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch
gekennzeichnet, daß das Polymer Polyethylenterephthalat ist.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch
gekennzeichnet, daß der Teperaturgradient ausgewählt wird zur
Ausbildung eines Ballons (12), der eine
durchschnittliche Zugfestigkeit von wenigstens 482,6 MN/in² (70 kpsi)
aufweist.
10. Verfahren nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Rohling (20)
ausgedehnt wird bei wesentlich unterschiedlichen
Innendurchmesser- und
Außendurchmesser-Dehnungsverhältnissen, die sich um wenigtsnes 25% unterscheiden, wobei
der resultierende gedehnte Artikel einen hohen
Prozentsatz der maximalen Zugfestigkeit des Materials des
Rohlings aufweist.
11. Verfahren nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, weiterhin gekennzeichnet durch den Schritt
einer Thermofixierung des gezogenen und
umfangserweiterten Rohlings (20) durch Anheben der Temperatur des
geformten Ballons (12) und Aufrechterhalten der
Temperatur während einer Zeitspanne, die ausreichend ist für
die Thermofixierung des Ballons (12) und die
Gewährleistung der Dimensionsstabilität des Ballons (12).
12. Verfahren nach Anspruch 11, dadurch
gekennzeichnet, daß die Thermofixierungstemperatur etwa
zwischen 110º und 220º C liegt.
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|---|---|---|---|
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| DE69216513T Expired - Fee Related DE69216513T2 (de) | 1991-09-06 | 1992-09-03 | Verfahren zur Erhöhung der Zugfestigkeit eines Dilatationsballons |
Country Status (6)
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|---|---|
| US (1) | US5304340A (de) |
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| DE (1) | DE69216513T2 (de) |
| ES (1) | ES2097285T3 (de) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7458955B2 (en) | 1997-03-11 | 2008-12-02 | Owens Warren D | Catheter having insertion control mechanism |
| US7976518B2 (en) | 2005-01-13 | 2011-07-12 | Corpak Medsystems, Inc. | Tubing assembly and signal generator placement control device and method for use with catheter guidance systems |
| US9028441B2 (en) | 2011-09-08 | 2015-05-12 | Corpak Medsystems, Inc. | Apparatus and method used with guidance system for feeding and suctioning |
Families Citing this family (137)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH05192408A (ja) * | 1991-09-06 | 1993-08-03 | C R Bard Inc | 膨張バルーン製造方法 |
| US5853408A (en) * | 1992-08-20 | 1998-12-29 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | In-vivo modification of the mechanical properties of surgical devices |
| US5348538A (en) * | 1992-09-29 | 1994-09-20 | Scimed Life Systems, Inc. | Shrinking balloon catheter having nonlinear or hybrid compliance curve |
| US5500180A (en) | 1992-09-30 | 1996-03-19 | C. R. Bard, Inc. | Method of making a distensible dilatation balloon using a block copolymer |
| WO1995009667A1 (en) | 1993-10-01 | 1995-04-13 | Boston Scientific Corporation | Medical device balloons containing thermoplastic elastomers |
| US6896842B1 (en) | 1993-10-01 | 2005-05-24 | Boston Scientific Corporation | Medical device balloons containing thermoplastic elastomers |
| US5718861A (en) * | 1993-12-20 | 1998-02-17 | C. R. Bard, Incorporated | Method of forming intra-aortic balloon catheters |
| US20030032963A1 (en) | 2001-10-24 | 2003-02-13 | Kyphon Inc. | Devices and methods using an expandable body with internal restraint for compressing cancellous bone |
| JP3523876B2 (ja) | 1994-02-17 | 2004-04-26 | シメッド ライフ システムズ インコーポレイテッド | カテーテルバルーンの製造方法 |
| US7108826B2 (en) * | 1994-03-02 | 2006-09-19 | Boston Scientific Scimed, Inc. | High compliance, high strength catheter balloons useful for treatment of gastrointestinal lesions |
| US6171278B1 (en) | 1994-03-02 | 2001-01-09 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
| US5951941A (en) * | 1994-03-02 | 1999-09-14 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
| US5830182A (en) * | 1994-03-02 | 1998-11-03 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
| JP3494654B2 (ja) * | 1994-03-02 | 2004-02-09 | シメッド ライフ システムズ インコーポレイテッド | ブロックコポリマーエラストマー・カテーテル・バルーン |
| US6406457B1 (en) | 1994-03-02 | 2002-06-18 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
| US7163522B1 (en) | 1994-03-02 | 2007-01-16 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
| US6146356A (en) * | 1994-03-02 | 2000-11-14 | Scimed Life Systems, Inc. | Block copolymer elastomer catheter balloons |
| CA2185920A1 (en) * | 1994-03-18 | 1995-09-28 | Robert R. Andrews | Intra-aortic balloon catheters |
| US5554120A (en) * | 1994-07-25 | 1996-09-10 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Polymer blends for use in making medical devices including catheters and balloons for dilatation catheters |
| US5849846A (en) * | 1994-07-25 | 1998-12-15 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Balloons for medical catheters |
| WO1996012516A1 (en) * | 1994-10-19 | 1996-05-02 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | High strength dilatation balloons |
| US5749851A (en) * | 1995-03-02 | 1998-05-12 | Scimed Life Systems, Inc. | Stent installation method using balloon catheter having stepped compliance curve |
| CA2219744A1 (en) | 1995-05-24 | 1996-11-28 | Schneider (Usa) Inc. | Dilatation balloons containing polyesteretheramide copolymer |
| US5868704A (en) * | 1995-09-18 | 1999-02-09 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Balloon catheter device |
| US20060271091A1 (en) * | 1995-09-18 | 2006-11-30 | Campbell Carey V | Balloon catheter device |
| DE69611378T2 (de) * | 1995-11-08 | 2001-04-26 | Scimed Life Systems, Inc. | Verfahren zur ballonherstellung durch kaltziehen/einhalsen |
| JP2000507117A (ja) * | 1996-01-31 | 2000-06-13 | イー・アイ・デユポン・ドウ・ヌムール・アンド・カンパニー | 向上した穿刺抵抗性を有する拡張カテーテルバルーン |
| CA2245897C (en) * | 1996-02-28 | 2004-12-14 | Impra, Inc. | Flanged graft for end-to-side anastomosis |
| US6190590B1 (en) * | 1996-02-28 | 2001-02-20 | Impra, Inc. | Apparatus and method for making flanged graft for end-to-side anastomosis |
| US6273912B1 (en) | 1996-02-28 | 2001-08-14 | Impra, Inc. | Flanged graft for end-to-side anastomosis |
| US5643279A (en) * | 1996-03-12 | 1997-07-01 | Cordis Corporation | Method of catheter balloon manufacture and use |
| US5672169A (en) * | 1996-04-10 | 1997-09-30 | Medtronic, Inc. | Stent mounting device |
| US5868705A (en) * | 1996-05-20 | 1999-02-09 | Percusurge Inc | Pre-stretched catheter balloon |
| US6746425B1 (en) * | 1996-06-14 | 2004-06-08 | Futuremed Interventional | Medical balloon |
| US7749585B2 (en) * | 1996-10-08 | 2010-07-06 | Alan Zamore | Reduced profile medical balloon element |
| US5769817A (en) * | 1997-02-28 | 1998-06-23 | Schneider (Usa) Inc. | Coextruded balloon and method of making same |
| US6554795B2 (en) * | 1997-03-06 | 2003-04-29 | Medtronic Ave, Inc. | Balloon catheter and method of manufacture |
| GB9709967D0 (en) | 1997-05-17 | 1997-07-09 | Harris Peter L | Prosthetic grafts |
| US6242063B1 (en) | 1997-09-10 | 2001-06-05 | Scimed Life Systems, Inc. | Balloons made from liquid crystal polymer blends |
| US7101597B2 (en) | 1997-09-10 | 2006-09-05 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical devices made from polymer blends containing low melting temperature liquid crystal polymers |
| US6284333B1 (en) | 1997-09-10 | 2001-09-04 | Scimed Life Systems, Inc. | Medical devices made from polymer blends containing low melting temperature liquid crystal polymers |
| US6358227B1 (en) * | 1997-09-10 | 2002-03-19 | Scimed Life Systems, Inc. | Dilatation catheter balloon made from pen based homopolymer or random copolymer |
| US6048338A (en) * | 1997-10-15 | 2000-04-11 | Scimed Life Systems, Inc. | Catheter with spiral cut transition member |
| US5948345A (en) * | 1998-01-05 | 1999-09-07 | Medtronic, Inc. | Method for making medical balloon catheter |
| US5997503A (en) * | 1998-02-12 | 1999-12-07 | Ballard Medical Products | Catheter with distally distending balloon |
| US6319229B1 (en) | 1998-02-19 | 2001-11-20 | Medtronic Percusurge, Inc. | Balloon catheter and method of manufacture |
| DE69914882T2 (de) | 1998-03-04 | 2004-12-16 | Boston Scientific Ltd., St. Michael | Zusammensetzung und verfahren zur herstellung von pbt-katheterballons |
| US6287314B1 (en) * | 1998-04-21 | 2001-09-11 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Stent deploying catheter system |
| US6024752A (en) | 1998-05-11 | 2000-02-15 | Scimed Life Systems, Inc. | Soft flexible tipped balloon |
| US6193738B1 (en) * | 1998-05-11 | 2001-02-27 | Scimed Life Systems, Inc. | Balloon cones and waists thinning methodology |
| US6719773B1 (en) | 1998-06-01 | 2004-04-13 | Kyphon Inc. | Expandable structures for deployment in interior body regions |
| JP4393706B2 (ja) | 1998-06-01 | 2010-01-06 | カイフォン・ソシエテ・ア・レスポンサビリテ・リミテ | 内部身体領域内の配置のための展開可能な予備形成された構造 |
| US6416494B1 (en) | 1998-06-11 | 2002-07-09 | Infinity Extrusion & Engineering, Inc. | Semi-compliant catheter balloons and methods of manufacture thereof |
| US6955661B1 (en) | 1999-01-25 | 2005-10-18 | Atrium Medical Corporation | Expandable fluoropolymer device for delivery of therapeutic agents and method of making |
| US6395208B1 (en) | 1999-01-25 | 2002-05-28 | Atrium Medical Corporation | Method of making an expandable fluoropolymer device |
| AU3475200A (en) * | 1999-01-25 | 2000-08-07 | Atrium Medical Corporation | Expandable fluoropolymer device for delivery of therapeutic agents |
| US7637886B2 (en) | 1999-01-25 | 2009-12-29 | Atrium Medical Corporation | Expandable fluoropolymer device and method of making |
| US6592550B1 (en) * | 1999-09-17 | 2003-07-15 | Cook Incorporated | Medical device including improved expandable balloon |
| US6360577B2 (en) | 1999-09-22 | 2002-03-26 | Scimed Life Systems, Inc. | Apparatus for contracting, or crimping stents |
| US6977103B2 (en) * | 1999-10-25 | 2005-12-20 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Dimensionally stable balloons |
| US6270522B1 (en) | 1999-12-21 | 2001-08-07 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | High pressure catheter balloon |
| US6630086B1 (en) * | 1999-12-30 | 2003-10-07 | Ethicon, Inc. | Gas assist molding of one-piece catheters |
| US6572813B1 (en) * | 2000-01-13 | 2003-06-03 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Balloon forming process |
| US6756094B1 (en) | 2000-02-28 | 2004-06-29 | Scimed Life Systems, Inc. | Balloon structure with PTFE component |
| US6881209B2 (en) * | 2000-05-25 | 2005-04-19 | Cook Incorporated | Medical device including unitary, continuous portion of varying durometer |
| US6561788B1 (en) | 2000-05-31 | 2003-05-13 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Modular mold designs |
| US6629350B2 (en) * | 2000-06-08 | 2003-10-07 | Tom Motsenbocker | Stent crimping apparatus and method |
| US6620128B1 (en) * | 2000-10-20 | 2003-09-16 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Balloon blowing process with metered volumetric inflation |
| US6835059B2 (en) * | 2001-03-06 | 2004-12-28 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Adjustable length mold assemblies |
| DE60221810D1 (de) * | 2001-03-26 | 2007-09-27 | Mach Solutions Inc | Ballonfalttechnologie |
| NL1018018C2 (nl) * | 2001-05-08 | 2002-11-19 | Blue Medical Devices B V | Ballonkatheter en werkwijze voor het vervaardigen daarvan. |
| NL1018881C2 (nl) * | 2001-05-08 | 2002-11-25 | Blue Medical Devices B V | Ballonkatheter met stent en werkwijze voor het vervaardigen daarvan. |
| US6946092B1 (en) | 2001-09-10 | 2005-09-20 | Scimed Life Systems, Inc. | Medical balloon |
| JP3673744B2 (ja) * | 2001-09-27 | 2005-07-20 | 大晃機械工業株式会社 | 真空ポンプ |
| US7201763B2 (en) * | 2001-10-24 | 2007-04-10 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Distal balloon waist material relief and method of manufacture |
| US6730377B2 (en) | 2002-01-23 | 2004-05-04 | Scimed Life Systems, Inc. | Balloons made from liquid crystal polymer blends |
| US7323233B2 (en) * | 2002-09-26 | 2008-01-29 | Scimed Life Systems, Inc. | Sheath materials and processes |
| US6863856B1 (en) * | 2002-12-30 | 2005-03-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Slotted mold for making a catheter balloon |
| WO2004091471A2 (en) * | 2003-04-04 | 2004-10-28 | Berger, Constance, F. | Apparatus for heating bottles and method of manufacturing same |
| US7306616B2 (en) * | 2003-05-05 | 2007-12-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Balloon catheter and method of making same |
| US7727442B2 (en) * | 2003-07-10 | 2010-06-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical device tubing with discrete orientation regions |
| JP2005058777A (ja) * | 2003-08-18 | 2005-03-10 | Medtronic Vascular Inc | マルチブロックコポリマーからつくられた高弾性、高強度の膨張バルーン |
| US7287115B2 (en) * | 2003-10-30 | 2007-10-23 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Multi-chip package type memory system |
| US20050123702A1 (en) * | 2003-12-03 | 2005-06-09 | Jim Beckham | Non-compliant medical balloon having a longitudinal fiber layer |
| US20050127561A1 (en) * | 2003-12-16 | 2005-06-16 | Scimed Life Systems, Inc. | Method of making expandable-collapsible bodies by temperature gradient expansion molding |
| US20050137619A1 (en) * | 2003-12-19 | 2005-06-23 | Scott Schewe | Molds and related methods and articles |
| US7264458B2 (en) * | 2004-01-07 | 2007-09-04 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Process and apparatus for forming medical device balloons |
| US20050228428A1 (en) * | 2004-04-07 | 2005-10-13 | Afsar Ali | Balloon catheters and methods for manufacturing balloons for balloon catheters |
| US7635510B2 (en) * | 2004-07-07 | 2009-12-22 | Boston Scientific Scimed, Inc. | High performance balloon catheter/component |
| US7435077B2 (en) * | 2004-08-13 | 2008-10-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Catheter balloon molding device |
| US7914487B2 (en) * | 2004-10-15 | 2011-03-29 | Futurematrix Interventional, Inc. | Non-compliant medical balloon having braided or knitted reinforcement |
| US7354419B2 (en) * | 2004-10-15 | 2008-04-08 | Futuremed Interventional, Inc. | Medical balloon having strengthening rods |
| US7309324B2 (en) * | 2004-10-15 | 2007-12-18 | Futuremed Interventional, Inc. | Non-compliant medical balloon having an integral woven fabric layer |
| US7682335B2 (en) * | 2004-10-15 | 2010-03-23 | Futurematrix Interventional, Inc. | Non-compliant medical balloon having an integral non-woven fabric layer |
| US7578165B1 (en) * | 2004-12-17 | 2009-08-25 | Interface Associates, Inc. | Measurement apparatus and methods for balloon catheters |
| US7967836B2 (en) | 2005-06-17 | 2011-06-28 | Abbott Laboratories | Dilatation balloon having reduced rigidity |
| US7500982B2 (en) * | 2005-06-22 | 2009-03-10 | Futurematrix Interventional, Inc. | Balloon dilation catheter having transition from coaxial lumens to non-coaxial multiple lumens |
| US8709069B2 (en) | 2005-07-01 | 2014-04-29 | C. R. Bard, Inc. | Flanged graft with trim lines |
| US7544201B2 (en) * | 2005-07-05 | 2009-06-09 | Futurematrix Interventional, Inc. | Rapid exchange balloon dilation catheter having reinforced multi-lumen distal portion |
| US20070073328A1 (en) * | 2005-09-26 | 2007-03-29 | Wilson-Cook Medical Inc., | Incrementally expandable balloon |
| JP2009519770A (ja) | 2005-12-16 | 2009-05-21 | インターフェイス・アソシエイツ・インコーポレーテッド | 医療用の多層バルーン及びその製造方法 |
| US7465777B2 (en) * | 2006-03-02 | 2008-12-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Hybrid polymer materials from reactive extrusion for medical devices |
| US8858855B2 (en) | 2006-04-20 | 2014-10-14 | Boston Scientific Scimed, Inc. | High pressure balloon |
| US7943221B2 (en) * | 2006-05-22 | 2011-05-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Hinged compliance fiber braid balloon |
| US20080125711A1 (en) | 2006-08-07 | 2008-05-29 | Alpini Alfred A | Catheter balloons with integrated non-distensible seals |
| US20080140173A1 (en) | 2006-08-07 | 2008-06-12 | Sherif Eskaros | Non-shortening wrapped balloon |
| US20080097300A1 (en) * | 2006-08-07 | 2008-04-24 | Sherif Eskaros | Catheter balloon with multiple micropleats |
| US20080097374A1 (en) * | 2006-08-07 | 2008-04-24 | Korleski Joseph E | Inflatable shaped balloons |
| US7785290B2 (en) * | 2006-08-07 | 2010-08-31 | Gore Enterprise Holdings, Inc. | Non-shortening high angle wrapped balloons |
| US8460240B2 (en) * | 2006-08-07 | 2013-06-11 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Inflatable toroidal-shaped balloons |
| US9180279B2 (en) | 2006-08-07 | 2015-11-10 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Inflatable imbibed polymer devices |
| US8609016B2 (en) | 2006-08-28 | 2013-12-17 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Refoldable balloon and method of making and using the same |
| US8088100B2 (en) * | 2006-10-20 | 2012-01-03 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Reinforced rewrappable balloon |
| WO2008095046A2 (en) * | 2007-01-30 | 2008-08-07 | Loma Vista Medical, Inc., | Biological navigation device |
| US8002744B2 (en) * | 2007-08-06 | 2011-08-23 | Bard Peripheral Vascular, Inc | Non-compliant medical balloon |
| US8313601B2 (en) * | 2007-08-06 | 2012-11-20 | Bard Peripheral Vascular, Inc. | Non-compliant medical balloon |
| US20090099517A1 (en) * | 2007-10-10 | 2009-04-16 | C. R. Bard, Inc. | Reinforced, non-compliant angioplasty balloon |
| US20090149700A1 (en) * | 2007-11-02 | 2009-06-11 | Ruben Garcia | Method and apparatus for pubic sling insertion |
| WO2009086458A1 (en) * | 2007-12-27 | 2009-07-09 | C.R. Bard. Inc. | Vascular graft prosthesis having a reinforced margin for enhanced anastomosis |
| US20100241152A1 (en) | 2008-06-02 | 2010-09-23 | Loma Vista Medical, Inc. | Inflatable medical devices |
| US20090318863A1 (en) | 2008-06-18 | 2009-12-24 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Functional Balloon With Built in Lubricity or Drug Delivery System |
| US20100094074A1 (en) * | 2008-10-10 | 2010-04-15 | Hologic Inc. | Brachytherapy apparatus and methods employing expandable medical devices comprising fixation elements |
| US8728110B2 (en) * | 2009-01-16 | 2014-05-20 | Bard Peripheral Vascular, Inc. | Balloon dilation catheter shaft having end transition |
| US8814899B2 (en) * | 2009-02-23 | 2014-08-26 | Futurematrix Interventional, Inc. | Balloon catheter pressure relief valve |
| US9259559B2 (en) | 2009-02-23 | 2016-02-16 | Futurematrix Interventional, Inc. | Balloon catheter pressure relief valve |
| US8900215B2 (en) * | 2009-06-12 | 2014-12-02 | Bard Peripheral Vascular, Inc. | Semi-compliant medical balloon |
| WO2011028397A1 (en) | 2009-08-24 | 2011-03-10 | Cook Incorporated | Textile-reinforced high-pressure balloon |
| US9211391B2 (en) * | 2009-09-24 | 2015-12-15 | Bard Peripheral Vascular, Inc. | Balloon with variable pitch reinforcing fibers |
| US9592119B2 (en) | 2010-07-13 | 2017-03-14 | C.R. Bard, Inc. | Inflatable medical devices |
| US10188436B2 (en) | 2010-11-09 | 2019-01-29 | Loma Vista Medical, Inc. | Inflatable medical devices |
| US8597240B2 (en) | 2011-02-02 | 2013-12-03 | Futurematrix Interventional, Inc. | Coaxial catheter shaft having balloon attachment feature with axial fluid path |
| EP3212248A4 (de) | 2014-10-27 | 2018-07-18 | Interface Associates, Inc. | Verfahren zur herstellung von verschachtelten ballons unter verwendung von eingeschränktem glühen unter druck |
| US11191930B2 (en) | 2016-04-12 | 2021-12-07 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical balloon |
| WO2018111898A1 (en) | 2016-12-13 | 2018-06-21 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical balloon |
| US10987496B2 (en) | 2017-04-25 | 2021-04-27 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Medical balloon |
| KR102072058B1 (ko) * | 2018-01-02 | 2020-01-31 | 아이메디컴(주) | 카테터용 풍선 제조 지그 및 이를 이용한 풍선 제조 방법 |
| CN112793172B (zh) * | 2020-12-21 | 2022-07-15 | 科塞尔医疗科技(苏州)有限公司 | 适于成型不同特种球囊的球囊成型装置 |
Family Cites Families (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3141912A (en) * | 1960-08-24 | 1964-07-21 | Du Pont | Process of treating polymeric film |
| US3248463A (en) * | 1962-02-15 | 1966-04-26 | Phillips Petroleum Co | Continuous production of biaxially oriented crystalline thermoplastic film |
| US3761550A (en) * | 1968-12-13 | 1973-09-25 | Phillips Petroleum Co | Internal heating of rotating parison |
| US3787170A (en) * | 1971-05-13 | 1974-01-22 | Phillips Petroleum Co | Rapid heating of parison preforms |
| US4044086A (en) * | 1972-12-29 | 1977-08-23 | American Can Company | Method for making a blow molded oriented plastic bottle |
| US3934743A (en) * | 1972-12-29 | 1976-01-27 | American Can Company | Blow molded, oriented plastic bottle and method for making same |
| US3786221A (en) * | 1973-03-29 | 1974-01-15 | American Can Co | Method for heat treating a polar, dielectric parison |
| US4235837A (en) * | 1975-10-31 | 1980-11-25 | Standard Oil Company (Indiana) | Method of making oriented containers |
| JPS57117929A (en) * | 1981-01-16 | 1982-07-22 | Dainippon Printing Co Ltd | Manufacture of biaxially stretched saturated polyester resin container by blow molding |
| FR2510940A1 (fr) * | 1981-08-06 | 1983-02-11 | Solvay | Procede et appareillage pour la fabrication de tuyaux en matiere plastique orientee moleculaire |
| US4571173A (en) * | 1982-05-14 | 1986-02-18 | Owens-Illinois, Inc. | Method for thermally conditioning a thermoplastic preform |
| US4490421A (en) * | 1983-07-05 | 1984-12-25 | E. I. Du Pont De Nemours And Company | Balloon and manufacture thereof |
| US4522779A (en) * | 1983-11-28 | 1985-06-11 | Owens-Illinois, Inc. | Method for production of poly(ethylene terephthalate) articles |
| EP0274411A3 (de) * | 1987-01-09 | 1988-11-30 | C.R. Bard, Inc. | Dünnwandiger verstärkter Ballon und Verfahren zu seiner Herstellung |
| US4935190A (en) * | 1987-07-10 | 1990-06-19 | William G. Whitney | Method of making balloon retention catheter |
| US4820349A (en) * | 1987-08-21 | 1989-04-11 | C. R. Bard, Inc. | Dilatation catheter with collapsible outer diameter |
| US4927680A (en) * | 1987-12-24 | 1990-05-22 | Continental Pet Technologies, Inc. | Preform and method of forming container therefrom |
| US5071425A (en) * | 1988-09-12 | 1991-12-10 | Devices For Vascular Intervention, Inc. | Atherectomy catheter and method of forming the same |
| EP0439202B1 (de) * | 1989-07-24 | 1993-09-29 | Cordis Corporation | Vorrichtung und Verfahren zur Herstellung von Ballonen für medizinische Geräte |
| JPH05192408A (ja) * | 1991-09-06 | 1993-08-03 | C R Bard Inc | 膨張バルーン製造方法 |
-
1992
- 1992-08-26 JP JP4227550A patent/JPH05192408A/ja active Pending
- 1992-09-03 ES ES92307979T patent/ES2097285T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1992-09-03 DE DE69216513T patent/DE69216513T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1992-09-03 EP EP92307979A patent/EP0531117B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1992-09-04 CA CA002077631A patent/CA2077631A1/en not_active Abandoned
-
1993
- 1993-04-06 US US08/043,409 patent/US5304340A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7458955B2 (en) | 1997-03-11 | 2008-12-02 | Owens Warren D | Catheter having insertion control mechanism |
| US7833194B2 (en) | 1997-03-11 | 2010-11-16 | Carefusion 202, Inc. | Catheter having insertion control mechanism |
| US7976518B2 (en) | 2005-01-13 | 2011-07-12 | Corpak Medsystems, Inc. | Tubing assembly and signal generator placement control device and method for use with catheter guidance systems |
| US9131956B2 (en) | 2005-01-13 | 2015-09-15 | Corpak Medsystems, Inc. | Tubing assembly and signal generator placement control device and method for use with catheter guidance systems |
| US9579488B2 (en) | 2005-01-13 | 2017-02-28 | Corpak Medsystems, Inc. | Tubing assembly and signal generator placement control device and method for use with catheter guidance systems |
| US9889277B2 (en) | 2005-01-13 | 2018-02-13 | Avent, Inc. | Tubing assembly and signal generator placement control device and method for use with catheter guidance systems |
| US10549074B2 (en) | 2005-01-13 | 2020-02-04 | Avent, Inc. | Tubing assembly and signal generation placement device and method for use with catheter guidance systems |
| US9028441B2 (en) | 2011-09-08 | 2015-05-12 | Corpak Medsystems, Inc. | Apparatus and method used with guidance system for feeding and suctioning |
| US9918907B2 (en) | 2011-09-08 | 2018-03-20 | Avent, Inc. | Method for electromagnetic guidance of feeding and suctioning tube assembly |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH05192408A (ja) | 1993-08-03 |
| EP0531117A2 (de) | 1993-03-10 |
| EP0531117A3 (de) | 1993-04-14 |
| DE69216513D1 (de) | 1997-02-20 |
| US5304340A (en) | 1994-04-19 |
| ES2097285T3 (es) | 1997-04-01 |
| CA2077631A1 (en) | 1993-03-07 |
| EP0531117B1 (de) | 1997-01-08 |
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