JP5619925B2 - フレキシブルな血管閉鎖デバイス - Google Patents

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Description

[01]本出願は、２００４年５月２５日に出願された米国仮特許出願６０／５７４，４２
９号の発明の名称「Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ」の優
先権を主張する。この仮出願は、参照として本明細書に明示的に組み込まれる。
[02]本発明は、一般に、一般的な血管奇形を治療するために血管系内に使用できる、植
込み型デバイスに関する。さらに詳細には、本発明は動脈瘤、詳細には、脳動脈瘤を閉塞
および閉鎖するために患者の血管系に導入できる、フレキシブルな生体適合性を有するデ
バイスに関する。
[03]血管系の壁面、詳細には動脈壁は、動脈瘤と呼ばれる異常な膨張部を発生すること
がある。動脈瘤は、一般には、動脈壁から外側への膨張として観測される。これは、血管
壁が病気、損傷または先天性異常により脆弱化された結果である。動脈瘤は、薄く弱い壁
を有し、破裂する傾向があり、多くの場合、高血圧により発生するかまたは悪化する。動
脈瘤は体の様々な部位で見られ、最も一般的には腹部大動脈瘤（ＡＡＡ）および脳動脈瘤
である。動脈瘤が存在するだけでは常に生命を脅かすとは限らないが、脳で破裂すると、
脳卒中などの健康上重大な結果をもたらす。さらに、公知のとおり、破裂した動脈瘤はさ
らに死に至る可能性がある。
[04]最も一般的な種類の脳動脈瘤は嚢状動脈瘤と称され、通常は血管の分岐部に見られ
る。分岐部の位置、Ｙ字形のＶ形の底部は血流の血行力学的力により脆弱化される可能性
がある。組織学レベルでは、動脈瘤は動脈壁の細胞の損傷により発生する。損傷は血流に
よる剪断応力により発生すると考えられている。剪断応力は、細胞を破壊する熱を生成す
る。血管壁におけるこのような血行力学的応力は、あるいは血管壁の内在性異常と併せて
、大脳動脈のこれらの嚢状動脈瘤の原因、成長および破裂の潜在的な原因であると考えら
れている（ＬｉｅｂｅｒおよびＧｏｕｎｉｓ、「Ｔｈｅ Ｐｈｙｓｉｃｓ ｏｆ Ｅｎｄ
ｏｌｕｍｉｎａｌ ｓｔｅｎｔｉｎｇ ｉｎ ｔｈｅ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｃｅ
ｒｅｂｒｏｖａｓｃｕｌａｒ Ａｎｅｕｒｙｓｍｓ、Ｎｅｕｒｏｌ Ｒｅｓ ２００２：
２４： Ｓ３２−Ｓ４２」。組織学研究では、損傷した内膜細胞は円形の正常細胞と比
べて長く伸びている。剪断応力は、動脈の形状および血液の粘度、濃度および速度の関数
として、心臓周期の様々な位相、動脈壁の位置および様々な個人間で大きく変化する。動
脈瘤が形成されると、動脈瘤内の血流の変動は、それら変動が疾病の進行および最終的な
破裂の原因となる動脈瘤壁の振動を引き起こすため、極めて重要である。上述の概念のよ
り詳細な説明については、例えば、Ｓｔｅｉｇｅｒ 「Ｐａｔｈｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ
ｏｆ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ ａｎｄ Ｒｕｐｔｕｒｅ ｏｆ Ｃｅｒｅｂｒａｌ
Ａｎｅｕｒｙｓｍｓ」Ａｃｔａ Ｎｅｕｒｏｃｈｉｒ Ｓｕｐｐｌ １９９０： ４８：
１−５７、Ｆｅｒｇｕｅｓｏｎ「Ｐｈｙｓｉｃａｌ Ｆａｃｔｏｒｓ ｉｎ ｔｈｅ
Ｉｎｉｔｉａｔｉｏｎ， Ｇｒｏｗｔｈ ａｎｄ Ｒｕｐｔｕｒｅ ｏｆ Ｈｕｍａｎ
Ｉｎｔｒａｃｒａｎｉａｌ Ｓａｃｃｕｌａｒ Ａｎｅｕｒｙｓｍｓ」Ｊ Ｎｅｕｒｏｓ
ｕｒｇ １９７２： ３７： ６６６−６６７を参照のこと。
[05]動脈瘤は、一般に、動脈循環から血管の脆弱化部分を除去することにより治療され
る。脳動脈瘤の治療については、このような補強は多くの方法、すなわち、（i）金属ク
リップを動脈瘤の基部の周囲に固定する、手術クリッピング、（ii）小さくてフレキシブ
ルなワイヤコイルである、マイクロコイルを用いる動脈瘤のパッキング、（iii）動脈瘤
を「充填する」塞栓材料の使用、（iv）動脈瘤を供給する親血管を閉鎖する着脱可能なバ
ルーンまたはコイルの使用、（v）血管内ステント植込み術などの方法で実行される。こ
れらの様々な方法の一般的な説明および検討については、Ｑｕｒｅｓｈｉ「Ｅｎｄｏｖａ
ｓｃｕｌａｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｃｅｒｅｂｒｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｄｉｓｅ
ａｓｅｓ ａｎｄ Ｉｎｔｒａｃｒａｎｉａｌ Ｎｅｏｐｌａｓｍｓ」Ｌａｎｃｅｔ、２
００４ Ｍａｒ ６；３６３（９４１１）：８０４−１３、Ｂｒｉｌｓｔｒａらの「Ｔｒ
ｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｉｎｔｒａｃｒａｎｉａｌ Ａｎｅｕｒｙｓｍｓ ｂｙ Ｅｍｂ
ｏｌｉｚａｔｉｏｎ ｗｉｔｈ Ｃｏｉｌｓ」Ａ Ｓｙｓｔｅｍａｔｉｃ Ｒｅｖｉｅｗ
、Ｓｔｒｏｋｅ １９９９；３０：４７０−４７６を参照のこと。
[06]最小限度の侵襲性インターベンション技術が注目を得るに伴い、神経血管の動脈瘤
の治療のためマイクロカテーテル・ベース法がより普及してきている。流れに向けられる
かまたはワイヤに向けられるマイクロカテーテルを用いて、動脈瘤の塞栓形成法の寒栓材
料、マイクロコイルまたは他の構造体（例えばステント）を提供する。マイクロコイルは
マイクロカテーテルを貫通し、機械的または化学的分離機構を用いて動脈瘤内に配置され
るかまたは親血管内に配置されて、血管を永続的に閉鎖し、したがって、動脈瘤への流入
を阻止する。あるいは、神経血管系を通してステントを追跡し、所望の位置に配置できる
。Ｐｅｒｅｉｒａによる論文「Ｈｉｓｔｏｒｙ ｏｆ Ｅｎｄｏｖａｓｃｕｌａｒ Ａｎ
ｅｕｒｙｓｍｓ Ｏｃｃｌｕｓｉｏｎ ｉｎ Ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ ｏｆ Ｃｅｒｅｂ
ｒａｌ Ａｎｅｕｒｙｓｍｓ」Ｅｄｓ：Ｌｅ Ｒｏｕｘら、２００４、ｐｐ：１１−２６
は動脈瘤の検出および治療の代案の歴史に関する優れた背景を提供している。
[07]上述の論文の多くに記載されたとおり、および、脳動脈瘤の発生、形成および破裂
を基にして、動脈瘤治療の目的は、動脈瘤の破裂の危険性、したがって、くも膜下出血の
結果を低減することにあるのは明白である。なお、血液が動脈瘤に流入するのを防止する
ことにより、動脈瘤の脆弱化された壁が破裂しないようにすることが極めて望ましいと同
時に、さらに周囲の組織への血流が、動脈瘤への血流を阻止するために用いられる方法に
よって制限されないことが極めて重要であることにも注意されたい。体内の他の血管異常
の治療のために開発された従来のステントは脳動脈瘤を閉鎖するには不適当である。これ
は、脳組織などの高酸素消費組織が必要な血流を奪われると、通常の合併症のすべての要
因となる。
[08]神経血管系の動脈瘤の治療に関する既存のアプローチには多くの欠点がある。神経
血管系の血管は体内で最も蛇行性が高く、冠循環の血管より明らかに複雑に蛇行している
。したがって、外科医にとって、動脈瘤の治療のために、神経血管系内で時には使用され
る硬質の冠状ステントを用いて神経血管系を移動することは難題である。プロテーゼの曲
げ力は血管系を通るプロテーゼ移動性を示す。小さい曲げ力のプロテーゼは、大きい曲げ
力を備えるプロテーゼに比べて血管系を通してより簡単に移動されることを意味する。通
常の冠状ステントの曲げ力は０．０５ｌｂ−ｉｎ（０．５インチのカンチレバーを９０度
に曲げる曲げ力）である。したがって、既存のステントよりフレキシブルな神経系プロテ
ーゼを有することが有効である。
[09]冠状血管または神経血管系において使用される既存のステント構造（マイクロコイ
ル）は、通常直線であり、多くの場合、剛体の金属材料の直線状チューブまたは編組線か
らレーザーカットされる。しかし、大部分の血管は湾曲している。したがって、現在のス
テント構造およびマイクロコイルは、湾曲した血管壁を直線状にしようとすると、血管壁
に大きな応力を与える。脆弱化された、詳細には、動脈瘤を形成する傾向がある血管壁に
対して、これは壊滅的な結果をもたらす。
[10]先に述べたとおり、血管に作用する、特に分岐点に作用する血行力学応力は、血管
壁の脆弱化を招く。このような応力の最も重大な発生源は血流方向の急激な変化である。
したがって、血流方向の急激な変化、特に血管の弱い位置での急激な変化を最小化するこ
とは、有利である。
[11]動脈瘤を閉鎖する既存のアプローチは、別の一連の問題点を生じる。塞栓材料（コ
イルまたは液体ポリマー）を用いるパッキングまたは充填により動脈瘤を単に閉鎖する方
法は、動脈瘤形成の原因となる根本的な流れの異常に対処できない。
[12]現在、多くの様々なステント構造およびステント配置方法が存在する。ステント構
造体は、内腔内に配置した後にバルーンカテーテル上で拡大できる。あるいは、自己拡張
型ステムを圧縮状態で挿入し、配置時に拡大できる。ステントのすべては内腔の開通性を
維持するために半径方向の剛性を有し、同時に血管系の蛇行した経路内の移動を容易にす
るために長手方向の柔軟性を有する必要がある。バルーン拡大可能なステントでは、ステ
ントはカテーテルの遠位端でバルーンに装着され、カテーテルは所望の位置に進められ、
バルーンは膨張してステントを永続的に拡大した状態に拡大させる。その後バルーンは収
縮され、カテーテルは引き抜かれ、拡大したステントを残して血管の開通性を維持する。
脳内血管の***または破裂の致命的な結果を生じる可能性がある理由から、脳内でのバル
ーン拡張型ステントの使用は問題が多い。バルーン拡張型ステントの適切な配置には、血
管壁にステントを埋め込むために、バルーンに取り付けられるステントにわずかに超過す
る拡大を必要とし、許容誤差が小さくなる。バルーン拡張型ステントはまた、近位から遠
位に先細りする脳血管の自然なテーパー形状に適合するにはあまり適していない。ステン
トが親血管から細い分岐血管に入ると、血管の直径変化はバルーン拡張型ステントの安全
な配置を困難にする。自己拡張型ステントでは、圧縮されたまたは折り曲げられたステン
トは、圧縮されたステントを覆う外形を制限するシースによって保持され、展開されるま
で圧縮状態を維持する。展開時に、外形を制限するシースは引き抜かれて、圧縮されたス
テントを覆わなくなり、その後拡大して血管を開いた状態に維持する。さらに、このよう
なプロテーゼを送り出すために用いられるカテーテルは、冠状動脈に大きな冠状ステント
を送り出すのに用いられる太いカテーテルと比べて細い、外径０．６５ｍｍ〜１．３ｍｍ
のマイクロカテーテルである。
[13]各種のステント構造および解決策が脳動脈瘤の治療に関して提案されている。米国
特許第６，６６９，７１９号（Ｗａｌｌａｃｅら）は、頭蓋内使用のためのステントおよ
びステントカテーテルを記載している。巻取シート状ステントはカテーテルの遠位先端に
解放可能なように装着されている。巻取シート状ステントが動脈瘤の位置に配置されると
、ステントは解放される。この結果、動脈瘤と循環系の周辺の側面の分岐血管を即座にお
よび完全に分離し、血流の方向を動脈瘤から離れる方向に向ける。このようなシステムの
重大な欠点は、周囲の側面の分岐血管ならびに対象となる動脈瘤が、ステントが配備され
た後、必要な血流を奪われることである。
[14]米国特許第６，６０５，１１０号（Ｈａｒｒｉｓｏｎ）は、蛇行する解剖学的構造
を通して送り出すまたは湾曲した血管にステントを適合させる自己拡張型ステントを記載
している。この特許は、相互に平行に配置される半径方向に拡張可能な円筒形要素を備え
たステント構造体を記載しており、このステント構造体はこれらの要素の間に散在され、
結合している２つの隣接する円筒形要素は湾曲可能な支柱である。この構造は特定の用途
について必要なステントの柔軟性および湾曲性を提供するが、一方で、高価であり製造が
複雑である。
[15]米国特許第６，５７２，６４６号（Ｂｏｙｌａｎ）は、Ｎｉ−Ｔｉ合金（ニチノー
ル）などの超弾性合金で作製されるステントを開示しており、この合金は、ステントに第
１形状を誘発する低温フェーズおよびステントに長さ方向に曲がる第２形状を誘発する高
温フェーズを有する。米国特許第６，６８９，１６２号（Ｔｈｏｍｐｓｏｎ）は、強度を
備えるため、金属製ストランドおよび柔軟な繊維ストランドを使用する編組プロテーゼを
開示している。Ｔｈｏｍｐｓｏｎの発明の目的は、自己拡張型ステントの構造的強度およ
び弾性と、移植片の低透過率を兼ね備えるプロテーゼを実現することである。米国特許第
６，６５６，２１８号（Ｄｅｎａｒｄｏら）は血管内の流れの変更要素を記載しており、
この変更要素は配置後であってもマイクロコイルの導入を可能にする。
[16]本発明の一態様は、神経血管系の蛇行する血管内を容易に移動する、極めて柔軟な
植込み型閉鎖デバイスを提供する。これに加えて、閉鎖デバイスは血管系の蛇行する血管
の形状に容易に適合できる。さらに、閉鎖デバイスは血管内の血流を動脈瘤から離れるよ
うに誘導できる。さらに、このような閉鎖デバイスは、適正な血流を隣接の組織に供給可
能にし、これにより、これら組織は、それらが分岐血管または酸素消費組織であっても、
必要な血流を奪われない。
[17]閉鎖デバイスはまた、動脈瘤への血流を変更でき、さらに、周囲の組織への血流お
よび血管内の所望の血流を維持できる。この例では、血液の一部は依然として動脈瘤に到
達できるが、薄くなった壁面に損傷を生じる動脈瘤内に層状の流れを生成するには不十分
である。代わりに、流れは断続的であり、それにより、動脈瘤内の血液凝固または充填材
料硬化の十分な時間を提供する。
[18]閉鎖デバイスは十分に柔軟であって、自然の血管系に極めて類似し、自然の血管の
固有の蛇行経路に一致できる。本発明による閉鎖デバイスの重要な属性の１つは、その屈
曲および湾曲能力であり、それにより、脳内の血管系の形状に従う。これらの特性は、脳
内の血管系がより細く、複雑に蛇行しているため、冠状ステントに比べてより神経血管の
閉鎖デバイスに適する。
[19]一般に、本発明の態様は、動脈瘤を治療する方法およびデバイスに関する。詳細に
は、首部分を有する動脈瘤を治療する方法は動脈瘤の位置において血管内腔に血管閉鎖デ
バイスを配置することを含み、それにより、血流は動脈瘤の首部分から離れる方向に向け
られる。動脈瘤の内腔内の血液の誘発されたうっ血は動脈瘤内に塞栓を形成する。閉鎖デ
バイスは動脈瘤の幹部の全幅に広がり、これにより、動脈瘤への血流を遮断または最小化
する。閉鎖デバイスは、材料および構成の両方において極めてフレキシブルである。結果
的に、閉鎖デバイスは、蛇行する血管、詳細には、脳内の血管を通して容易に移動できる
。閉鎖デバイスはフレキシブルであるため、神経血管系の血管を通して移動する閉鎖デバ
イスの方向変更にほとんど力を必要とせず、これは手術する外科医には重要である。
[20]閉鎖デバイスの重要な特徴は、柔軟性以外に、動脈瘤の首部分の半径方向に反対の
表面に比べて、動脈瘤の首部分に面する表面により高密度の編組ストランドまたは異なる
サイズの編組ストランドを備える、非対称の編組パターンを有してもよいことである。一
実施形態においては、動脈瘤に面する表面はほぼ不透過性であり、直径方向に反対側の表
面は透過性が高い。このような構成は血流を動脈瘤から離れる方向に向けるが、閉鎖デバ
イスが配置される主幹血管の側方の分岐血管への血流を維持する。
[21]別の実施形態においては、閉鎖デバイスはそれの長手方向の軸に沿って非対称の編
組体数を有する。これにより、自然に曲がり易い、したがって湾曲する血管に従う閉鎖デ
バイスを実現する。これは閉鎖デバイスによって血管壁に加えられる応力を低減し、それ
により、動脈瘤の破裂の可能性を最小化する。これに加えて、閉鎖デバイスが自然に湾曲
しているため、これはマイクロカテーテルの先端が湾曲する必要を無くする。湾曲する閉
鎖デバイスがマイクロカテーテルの先端に装着されると、先端は閉鎖デバイスの湾曲形状
を取る。閉鎖デバイスは、マイクロカテーテルの内側に事前に装着され、プランジャーを
使用して送り出すことができ、必要に応じて、マイクロカテーテルから外に閉鎖デバイス
を押し出す。閉鎖デバイスはマイクロカテーテルの内側に圧縮状態で配置される。マイク
ロカテーテルから出ると、閉鎖デバイスは内腔の有効サイズに拡大し、内腔の開通性を維
持し、内腔を通る血流を可能にする。閉鎖デバイスは格子構造を有し、格子の開口サイズ
は閉鎖デバイスの長さ方向に沿って変化する。格子の開口サイズは格子を構成するのに使
用される編組体の数により調節できる。
[22]本発明の態様によれば、閉鎖デバイスを用いて、例えば首部分の再構成またはバル
ーンの形状変更によって、血管内の動脈瘤の形状を変更できる。閉鎖デバイスを用いて、
例えば周知のコイルまたはＭｉｃｒｏｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃｓによる「ＯＮＹＸ」など
の粘性流体といった、閉鎖材料を動脈瘤内に保持するバリヤを形成することにより、導入
された材料が、動脈瘤の領域内の閉鎖デバイスの格子密度のために動脈瘤内から外に出な
いようにすることができる。
[23]本発明の別の態様においては、動脈瘤を閉鎖するデバイスが開示されている。この
デバイスは構成要素の壁面上に分布する複数の穿孔を備えるチューブである。このデバイ
スを動脈瘤の首部分を覆う動脈瘤の基底部に配置して、動脈瘤の本体への通常の流れが中
断され、それにより血栓および最終的に動脈瘤の閉鎖が形成されるようにする。
[24]本発明のさらに別の態様においては、デバイスは編組チューブ部材である。編組ス
トランドは長方形断面を有するリボン、円形断面を有するワイヤまたはポリマーのストラ
ンドである。
[25]別の実施形態においては、編組構造（この場合の編組体の密度が十分な剛性および
半径方向の強度を提供する）を備えるデバイスを形成して、体内の湾曲する血管に従うよ
うにしている。さらに、デバイスは１０グラム／ｃｍ未満の力を加えると圧縮できる。こ
れにより、デバイスは、動脈壁が脈動するときに動脈に追従して変形できる。また、デバ
イスは５グラム／ｃｍ未満の力を加えると湾曲可能である。
[26]本発明の他の態様は、本明細書に記載されているデバイスおよびシステムに対応す
る方法を含む。
[27]本発明は他の利点および特徴を有するが、これらは、添付図面と併せてなされる、
本発明および添付の特許請求の範囲の以下の詳細な説明からさらに容易に明らかになる。
動脈瘤、分岐血管および動脈瘤への血流の図である。 動脈瘤を治療するための閉鎖デバイスの一実施形態の図である。 動脈瘤を治療するための閉鎖デバイスの一実施形態の図である。 マイクロコイルの内側で圧縮状態にある図２に示されている実施形態の図である。 動脈瘤を治療するための閉鎖デバイスの別の実施形態の図である。 図４Ａの閉鎖デバイスを形成するのに使用できるリボンの部分断面図である。 図４Ａの閉鎖デバイスを形成するのに使用できるリボンの部分断面図である。 プランジャーを用いてマイクロカテーテルから外に押し出されるマイクロカテーテルの内側で圧縮状態にある閉鎖デバイスを示す。 マイクロカテーテルの外側に配置され、拡大状態にある図５に示されている圧縮された閉鎖デバイスを示す。 動脈瘤の首部分、分岐点および分岐血管の全体にまたがる血管内腔の内側に配置された閉鎖デバイスを示す。 血管内腔内に配置された閉鎖デバイスおよび血流方向の変化を示す図である。 本発明の閉鎖デバイスと比較した、従来のステントに作用する曲げ力の影響を示す。 加えられた力に対する変形の程度によって従来のステントと比較した、本発明の柔軟性を示す。 所望の湾曲した閉鎖デバイスを実現する不均一な密度の編組体を示す。 閉鎖デバイスの不均一な密度の編組体による格子密度または有孔性における差を示す。 動脈瘤の首部分を覆う変化する格子構造の閉鎖デバイスを示している。 格子密度が動脈瘤の首部分付近の長手方向の軸回りで非対称である、血管閉鎖デバイスの実施形態を示す。 格子密度が動脈瘤の首部分付近の長手方向の軸回りで非対称である、血管閉鎖デバイスの実施形態を示している。 低い密度の２つの閉鎖デバイスを結合して単一の分岐デバイスを形成している、本発明の実施形態による分岐閉鎖デバイスを示す。
[44]添付図面に示されているデバイスは動脈瘤の治療を目的としている。これらは一般
に、治療を目的とする脳動脈瘤の位置にマイクロコイルを使用して配置される。このよう
なシステムは、２００５年５月２５日に出願された、米国特許同時係属出願「Ｓｙｓｔｅ
ｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｄｅｌｉｖｅｒｉｎｇ ａｎｄ Ｄｅｐｌｏｙｉｎ
ｇ ａｎ Ｏｃｃｌｕｄｉｎｇ Ｄｅｖｉｃｅ Ｗｉｔｈｉｎ ａ Ｖｅｓｓｅｌ」（代
理人整理番号００６２５８．００００８）に開示されており、この出願は、その全体を参
照として本明細書に組み込まれる。本発明の態様による血管内の閉鎖デバイスの実施形態
は、手術クリップ、マイクロコイルまたは他の塞栓デバイスを使用して一般的に治療され
る、脳動脈瘤の治療に有効である。
[45]図１は脳の典型的な脳動脈瘤１０を示している。動脈瘤１０の首部分１１は通常約
２〜２５ｍｍの開口を形成する。図より理解されるとおり、首部分１１は血管１３を動脈
瘤１０の内腔１２に接続する。図１で確認できるとおり、血管１３内の血流１は、内腔１
２を通り動脈瘤内に流れ込む。動脈瘤内に流れ込む連続的な血流のために、内腔１２の壁
面１４は膨張を続け、重大な破裂の危険性を生じる。動脈瘤１０内の血液が壁面１４に対
して壁面の強度を超える圧力を発生すると、動脈瘤が破裂する。本発明はこのような破裂
を防止できる。図１にはさらに、分岐管１５および側方分岐管１６が示されている。
[46]図２は本発明の一態様による血管閉鎖デバイス２０の一実施形態を示している。図
示された実施形態では、閉鎖デバイス２０は外側面２１と、内側面２４と、面２１および
２４の間に延びる薄い壁とによって形成されるほぼ管状構造２２を有する。複数の開口２
３が面２１と２４の間を貫通し、閉鎖デバイス２０の内側から血管壁への血液流れを可能
にする。閉鎖デバイス２０は半径方向に圧縮可能であり長手方向に調節可能である。
[47]図３は、マイクロカテーテル２５および患者の血管系内で解放される前に圧縮状態
にあるマイクロカテーテル内の閉鎖デバイス２０を示している。
[48]図４は、螺旋状に巻かれた材料３１、３２の２つ以上のストランドを有する閉鎖デ
バイス３０の別の実施形態を示している。この形状のこのような材料の編組体は格子構造
３３を形成する。図より理解できるとおり、格子３３および形成される隙間３４の寸法は
、少なくとも部分的には、ストランド材料の厚さ、ストランドの数および閉鎖デバイス３
０の単位長当たりの螺旋の数によって決定される。
[49]閉鎖デバイス３０は、半径方向に圧縮でき、膨張バルーンなどの補足的な半径方向
の拡張力を必要とせずに半径方向に拡大できる。閉鎖デバイス３０は２つのストランド３
１、３２を反対方向に巻くことにより形成される。一実施形態においては、ストランド３
１、３２は長方形のリボン形状である（図４Ｃ参照）。リボンは、ニチノール、白金およ
びステンレス鋼といった、形状記憶材料を含む公知のフレキシブル材料により形成される
。
[50]ストランド３１、３２の編組材料として使用されるリボンは長方形断面３５を有す
る（図４Ｃ）。図４Ｃおよび７に示されているとおり、血管内面と係合する表面３６は、
表面３６、３７間に延びる壁面３８（厚さ）と比較して、長い寸法（幅）を有する。長方
形断面を備えるリボンは、円形（丸い）断面を備えるワイヤと比較すると同一の壁厚さに
ついて大きい復元力（膨張力）を有する。さらに、平板リボンは、閉鎖デバイス２０のよ
り小型の圧縮を可能にし、大きな表面積全体にわたり半径方向の膨張力を分散するため、
配置されるときの血管の損傷発生を減少させる。同様に、平板リボンは、表面積（幅）が
、所定の厚さについて、丸いワイヤデバイスと比較して大きいため、所定の格子密度に対
してよりフレキシブルなデバイスを形成する。
[51]図示されている実施形態は、長さが厚さより大きい長方形断面を有するリボンを開
示しているが、開示されている閉鎖デバイスの代替実施形態におけるリボンは正方形断面
を有してもよい。別の代替実施形態においては、リボンの第１部分は長方形断面の第１形
体を有し、リボンの第２部分３９（図４Ｂ）は円形、楕円形、長円形または長方形断面の
代替の形体を有することもできる。例えば、リボンの端面はほぼ円形または長円形断面で
あり、リボンの中間部分は長方形断面を有してもよい。
[52]代替実施形態においては、閉鎖デバイス３０は２つ以上のリボンのストランドを巻
くことにより形成できる。一実施形態では、閉鎖デバイス３０は１６個のリボンのストラ
ンドを含むこともできる。半径方向に拡大するステントの作製に用いられる標準的方法を
利用することにより、リボンの厚さまたはワイヤの直径より大きい隙間３４を備える閉鎖
デバイス３０を形成できる。リボンは様々な幅を有することができる。このような実施形
態では、それぞれのリボンはそれぞれの幅を有し、閉鎖デバイス３０および血管壁に対す
る構造支持体を実現できる。開示されている実施形態によるリボンもまた、様々な材料で
形成できる。例えば、１つまたは複数のリボンは、本明細書に開示されているような生体
適合性金属材料から形成でき、１つまたは複数のリボンは生体適合性ポリマーから形成で
きる。
[53]図５はマイクロカテーテル２５の内側に配置された半径方向に圧縮された状態にあ
る血管内の閉鎖デバイス３０を示している。一実施形態においては、閉鎖デバイス３０は
カテーテルの先端に物理的に取り付けられ得る。これは、閉鎖デバイス３０をマイクロカ
テーテルの遠位部分に拘束することによって達成できる。マイクロカテーテル２５はプラ
ンジャー５０によってガイドワイヤ（図示せず）上を徐々に押し進められ、マイクロカテ
ーテル２５の先端が動脈瘤に到達すると、閉鎖デバイスは先端から解放される。閉鎖デバ
イス３０は血管サイズに拡大し、閉鎖デバイス３０の表面は図６に示されているとおり血
管壁１５に付着する。閉鎖デバイス３０を送出および配置するため器具および方法は、上
述の同時係属出願に開示されている。
[54]図７を参照すると、閉鎖デバイス３０は動脈瘤１０を有する脳血管１３の内腔の内
側に配置されている。配置されている間、閉鎖デバイス３０の近位端４３は血管１３の内
腔壁に接触して固定して位置合わせされ、その後、分岐血管１５および閉鎖デバイス３０
の遠位端４５が動脈瘤１０の首部分１１を超えて血管１３の内腔壁に接触して固定して位
置合わせされる。閉鎖デバイス３０が血管１３内の所望位置に正しく配置された後（例え
ば図７を参照）、動脈瘤１０の内腔の内側の流れが大幅に減少する一方で、血管１３内の
軸方向の流れは、壁３８の最小限の厚さのために部分的に著しくは減少しない。
[55]動脈瘤１０への流れはリボンの格子密度および結果として生じる表面の有効範囲に
より調節される。高い格子密度を有する範囲は半径方向（水平方向）の流れを低減させる
。逆に、低い格子密度の範囲は閉鎖デバイス３０を通る大きな半径方向流れを可能にする
。以下に説明されるとおり、閉鎖デバイス３０は、様々な密度の長手方向に拡大できる（
水平方向）範囲を有する。これらの範囲のそれぞれ内では、周辺密度は一定であるかまた
は変化する。これにより、隣接する水平方向範囲を通過する流れの様々なレベルを提供す
る。高い密度を有する範囲の血管内の位置はＸ線撮影で識別され、これにより、動脈瘤１
０および分岐血管１５、１６のいずれかに対する閉鎖デバイス３０の相対的位置を決定で
きる。閉鎖デバイス３０はまた放射線不透過性マーカーを含むことができる。
[56]動脈瘤１０内の血流が減少する結果として、壁面１４に作用する力が減少し、これ
に対応して血管の破裂の危険性が減少する。動脈瘤１０に流入する血液の力および量が閉
鎖デバイスにより減少すると、動脈瘤１０内への層流流れが停止し、動脈瘤内の血液が停
滞し始める。動脈瘤１０の内腔１２を通る連続流れを妨害する血液の停滞は、動脈瘤１０
内の血栓を発生させる。これはまた、動脈瘤を破裂から保護する。さらに、分岐血管１５
の位置における閉鎖デバイス３０部分の密度のために、閉鎖デバイス３０の開口（隙間）
３４が、血流を血管の分岐血管１５および側方分岐血管１６に流し続けることを可能にす
る。分岐血管１５が動脈瘤の下流である場合、図８に示されているとおり、閉鎖デバイス
３０の存在により、動脈瘤１０を避けて分岐血管１５に血液を流し続ける。
[57]本明細書に記載されている閉鎖デバイスは、血管系の湾曲に従うために必要な柔軟
性を有する。これは、冠状ステントとは異なり、血管系をステント形状に基本的に従わせ
る。脳の血管系がより小さくなりより複雑に蛇行するに伴い、血管系の形状に従う能力は
、神経血管の閉鎖デバイスでは、冠状ステントに比べてより重要である。表１および２は
要求される神経血管の閉鎖デバイスのこれらの特性を示す。開示された閉鎖デバイスが極
めて望ましい曲げ特性を示すことを実証するために、以下の実験が実行された。発明者に
より作製された閉鎖デバイスは、図９に示されているとおり支持体表面９０上に置かれた
。閉鎖デバイス３０のうちの約０．５インチが支持されない状態に置かれた。その後、測
定される力の量が、閉鎖デバイスが開始点から９０度偏向されるまで、支持されていない
先端に加えられた。市販の冠状ステントの同様長さが同一曲げモーメントを受けた。結果
は表１に示されている。圧縮力の減少と同等に、本発明の閉鎖デバイスは１桁低い曲げモ
ーメントを必要とした（冠状ステントにおける０．０５ｌｂ−ｉｎと比較して０．００５
ｌｂ−ｉｎ）。
Figure 0005619925
[58]本発明による閉鎖デバイスはさらに、冠状ステントと比較して向上した圧縮性（す
なわち、所定の力によってどの程度の圧縮を達成できるか、または所望の圧縮を達成する
ためにどの程度の力を作用させなければならないか）を実現する。あまり高くない圧縮性
を有する血管内デバイスは、高い圧縮性デバイスと比較して、血管壁により大きな力を作
用させる。低い圧縮性を備えた血管内デバイスを有することは損傷の原因になるため、こ
れは脳血管において重要な臨床的影響を持つ。
Figure 0005619925
[59]図１１〜１３は、閉鎖デバイス６０の格子構造６３が閉鎖デバイス６０の全長に渡
って不均一である、閉鎖デバイス６０の一実施形態を示している。動脈瘤の首部分に配置
されることの多い部分である、閉鎖デバイス６０の中間部分６５では、格子密度６３ａは
閉鎖デバイス６０の他の場所の格子密度より大幅に高い値に意図的に増加される。例えば
、図１１に見られるとおり、格子密度６３Ａは隣接部分６４の格子密度６３より大幅に高
い。極端な場合には、格子密度（隙間により提供される多孔率）はゼロにでき、すなわち
、閉鎖デバイス６０は完全に不透過性である。別の実施形態では、中間部分６５における
格子密度６３Ａは約５０％であり、閉鎖デバイスの他の部分６４の格子密度は約２５％で
ある。図１２は、湾曲した構成でのこのような閉鎖デバイス６０を示し、図１３は血管の
内腔に配置されたこの閉鎖デバイス６０を示している。図１３はさらに、動脈瘤１０の首
部分に沿って配置される増加された格子密度６３Ａを備える閉鎖デバイス６０の一部を示
している。開示されている閉鎖デバイスのいずれにおいても同様に、閉鎖デバイス６０の
少なくとも一部分の格子密度は約２０％から約８０％までの間にできる。これらの実施形
態の格子密度は約２５％から約５０％までであってもよい。
[60]閉鎖デバイス３００の別の実施形態が図１４および１５に示されている。この実施
形態では、閉鎖デバイス３００は動脈瘤を有する血管の内腔内に配置されている。閉鎖デ
バイス３００は、動脈瘤の内腔に面する表面３１０を含む。この表面３１０は、直径方向
に反対側の表面３２０と比較して、大幅に高い格子密度（隙間が小さいおよび／またはほ
とんど隙間がない）を有する。表面３１０の高い格子密度のため、動脈瘤の内腔への血流
は少なくなる。ただし、側方分岐血管に面する表面３２０の格子密度は減少していないた
め、、側方分岐血管への血流に負の影響を与えない。
[61]本明細書に開示されている閉鎖デバイスのいずれもが、図１６に示されているとお
り、分岐した閉鎖デバイス４００を形成する第２の閉鎖デバイスとして使用できる。この
デバイスは生体内に形成できる。閉鎖デバイス４００の形成においては、低密度を有する
第１閉鎖デバイスの一部４１０は、同じく低密度を有する第２の閉鎖デバイスの一部４１
０と組み合わせることができる。閉鎖デバイス４１０、４２０は、本明細書に説明される
いずれのデバイスであってもよい。２つの閉鎖デバイス４１０、４２０のこれらの部分は
編み合わされ形に結合され、編み合わされた領域４２５を形成した後、残りの部分４１４
、４２４は異なる方向に分岐し、それにより、分岐点の２つの分岐に沿って突き出る。編
み合わされた領域４２５の外側の範囲は、動脈瘤の治療のための高い格子密度、または血
管の分岐血管１５、１６への流れを可能にするために低い格子密度を有することができる
。
[62]開示されている閉鎖デバイスのそれぞれにおける格子密度は、閉鎖デバイスの表面
積の約２０％から約８０％までにできる。一実施形態においては、格子密度は閉鎖デバイ
スの表面積の約２０％〜約５０％にできる。さらに別の実施形態では、格子密度は、この
閉鎖デバイスの表面積の約２０％〜約３０５である。
[63]１６個のストランドを有する典型的な閉鎖デバイスは０．００５インチ幅のリボン
を用いて、３０ピック／インチ（ＰＰＩ）（インチ当たりの接触の交差／点の数）で編ま
れ、０．０９インチの外径は約３０％の格子密度（リボンにより覆われる表面）を有する
。本明細書に開示されている実施形態においては、リボンは約０．００２インチ〜約０．
００５インチの間の幅で約０．００１インチの厚さである。一実施形態では、リボンは約
０．００４インチの厚さを有することができる。約０．００１インチの厚さおよび約０．
００４インチの幅である１６個のストランドのリボンに対して、５０ＰＰＩ、４０ＰＰＩ
および３０ＰＰＩに対する有効範囲は、それぞれ約４０％、３２％および２４％の表面有
効範囲を有する。約０．００１インチの厚さおよび約０．００５インチの幅である１６個
のストランドのリボンに対して、５０ＰＰＩ、４０ＰＰＩおよび３０ＰＰＩに対する有効
範囲は、それぞれ約５０％、４０％および３０％の表面有効範囲を有する。
[64]リボンのサイズの選択においては、リボンが束ねられると、マイクロカテーテルの
サイズを超えてしまうことを考慮しなければならない。例えば、０．００６インチ幅のリ
ボンの１６個のストランドは、０．０２７インチまたはそれ未満の内径を有するマイクロ
カテーテルを通過しない場合がある。ただし、リボンの幅が小さくなると、復元力は比例
して低下する。
[65]他のストランド形状を使用することもできるが、例えば円形のようなこれらの他の
形状は厚さ寸法のためにデバイスを制限する。例えば、０．００２インチの直径を備える
円形ワイヤは血管内で切断面の空間の最大で０．００８インチを占有する。この空間は血
管を通る血流に衝撃を与え、流れを妨害する。血管内の流れは直径のこの変化により妨害
される。
[66]詳細な説明には多くの特定事項を含むが、これらは、本発明の範囲を限定するもの
ではなく、単に本発明の様々な例および態様を示すものと解釈されなければならない。本
発明の範囲には上記で詳細に説明されていない他の実施形態を含むと理解されるべきであ
る。当業者には明らかな様々な他の修正形態、変更形態および変形形態は、添付の特許請
求の範囲に定義されている本発明の精神および範囲から逸脱することなく、本明細書に開
示される本発明の方法およびデバイスの配置、作動および詳細において実施可能である。
したがって、本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲およびそれらの法的均等物により決
定されるべきものである。さらに、要素、構成要素または方法ステップが特許請求の範囲
に明確に列挙されているかどうかに関係なく、素子、構成要素または方法ステップは、本
開示に専用のものではない。
[67]特許請求の範囲においては、明白に述べられない場合、単数形での要素の引用は、
「１つまたは唯一」を意味するものではなく、むしろ「１つまたは複数」を意味する。さ
らに、デバイスまたは方法は、特許請求の範囲によって包含されるために、本発明の様々
な実施形態によって解決可能なすべての問題に対処するものでは必ずしもない。
３０…閉鎖デバイス、３１，３２…ストランド、３３…格子、３４…隙間。

Claims (10)

  1. 患者の血管内の動脈瘤にわたって植込み可能な自己拡張型閉鎖デバイスであって、
    前記デバイスは、合わせて編まれた複数のストランドを備え、前記複数のストランドのそれぞれは、前記デバイスの近位端および前記デバイスの遠位端において端部を有し、前記複数のストランドのうちの少なくともいくつかは、第１の金属材料を含むと共に第１の幅を有し、前記複数のストランドのうちの少なくともいくつかは、第２の金属材料を含むと共に前記第１の幅よりも小さい第２の幅を有し、前記デバイスは、拡大状態で血管内にあるときに、前記複数のストランドの間に多孔性を有し、前記多孔性は、血流の方向を動脈瘤から離れる方向に向けるように構成され、かつ、血流を分岐血管に流すことを可能にするように構成され、前記第１の幅を有するストランドは、前記第２の幅を有すストランドと合わせて編まれており、前記第１の幅を有するストランドは、前記第２の幅を有するストランドと単一の層で合わせて編まれることにより、前記デバイスの前記近位端から前記デバイスの前記遠位端まで延びる前記デバイスの編み合わされた領域を形成する、デバイス。
  2. 前記複数のストランドは、円形の断面を有し、前記第１の幅は、第１の直径であり、前記第２の幅は、第２の直径である、請求項１に記載のデバイス。
  3. 前記第２の材料の第２の直径は、約０．００２インチである、請求項２に記載のデバイス。
  4. 前記第２の材料は、白金を含む、請求項１〜３のいずれか一項に記載のデバイス。
  5. 前記デバイスは、前記デバイスの全周囲面積の約２０パーセント〜約８０パーセントの間の格子密度を有する、請求項１〜４のいずれか一項に記載のデバイス。
  6. 前記デバイスは、前記デバイスの全周囲面積の約２０パーセント〜約５０パーセントの間の格子密度を有する、請求項１〜４のいずれか一項に記載のデバイス。
  7. 前記デバイスは、前記デバイスの全周囲面積の約２０パーセント〜約３０パーセントの間の格子密度を有する、請求項１〜４のいずれか一項に記載のデバイス。
  8. 前記複数のストランドは、長方形の断面を有する、請求項１に記載のデバイス。
  9. 前記複数のストランドは、約２５ピック／インチ（ＰＰＩ）から約５０ピック／インチ（ＰＰＩ）の間の格子密度を有している前記デバイスの長さに沿って格子構造を形成する、請求項８に記載のデバイス。
  10. 請求項１〜９のいずれか一項に記載のデバイスと、
    動脈瘤にわたって前記デバイスを配置するように構成されたカテーテルと
    を備える、動脈瘤治療システム。
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