JP2002516697A - 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 - Google Patents
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Info
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Abstract
Description
可能な構造に関する。
る。例えば、米国特許第4,969,888号および同第5,108,404号
は、ヒトおよび動物の骨の骨折の固定または他の骨粗しょう症状態および非骨粗
しょう症状態について海綿質内において展開可能な構造を使用する装置および方
法を開示する。
張に耐えるべきである。さらに、このような構造は、拡張した場合、この構造が
配置される骨の内部の空間の形状にほぼ適合すべきである。さらに、このような
構造は、最低の骨密度の領域への優先的な展開を可能にすべきである。海綿質に
対する曝露はまた、表面摩耗および引張り応力に対する優れた耐性を示す材料を
要求する。
えば、熱および圧力に対する曝露によって所望の形状に予備形成され、破損する
ことなく海綿質内での制御された展開およびさらなる拡張に耐え得、一方で、海
綿質に接触する際に、表面摩耗および穿刺に対する優れた耐性を示すことが発見
されている。
の範囲に記載される。
る、改良されたシステムおよび方法を記載する。これは、これらの新規なシステ
ムおよび方法が、この目的に使用する場合に有利であるからである。しかし、本
発明の局面は、身体の他の領域における診断目的または治療目的のために有利に
適用され得る。
詳細に記載される。当然、他のヒトの骨型または動物の骨型が、同じ様式かまた
は等価な様式で処置され得る。
(側面図)を示す。この腰椎12は、椎体26を備え、この椎体は、この腰椎1
2の前(anterior)(すなわち、前(front)または胸)側に伸長
している。この椎体26は、ほぼマシュマロのような形状である。
れる外面を備える。この皮質骨28は、網状海綿質(cansellous)(
すなわち海綿質(spongy))32(また、髄様骨または海綿質ともいう)
の内部体積を含む。
位置する。脊髄(示さず)が、この脊柱管36を通る。椎弓40が、この脊柱管
36を取り巻く。この椎弓40の左および右の茎42は、椎体26に隣接する。
棘突起44が、この椎弓40の後ろから伸長し、同様に、左および右の横突起4
6も伸長する。
る。例えば、この圧縮を使用して、内部空洞を形成し得、この内部空洞は、充填
物質(例えば、硬化して固化状態になる流動可能な物質(例えば、骨接合剤、同
種移植片組織、自己移植片組織、ハイドロキシアパタイト、または合成骨置換物
)ならびに薬剤、またはそれらの組合せ)を収容し、皮質骨のための改良された
内部支持物、または他の治療機能、あるいはその両方を提供し得る。海綿質の圧
縮はまた、皮質骨に対して内圧を発揮し、壊れて圧縮された骨を高めるかまたは
押すかして、そのもとの破損前の(あるいは他の所望の)状態に戻すか、または
それに近くすることが可能になる。
示す。このツール48は、カテーテルチューブ50を備え、このカテーテルチュ
ーブは、近位端52および遠位端54を備える。この近位端52は、握り14を
備え、このチューブ50の把握および操作を容易である。この近位端52はまた
、継手122を備え、以下に記載されるように、このツール48を外部装置に連
結することが可能である。このツール48の遠位端54は構造物56を備え、こ
の構造物は、使用に際して、海綿質(例えば、図1および図2に示される椎体2
6)中で展開されることが意図される。
縮するための種々の物理的および機械的特性を備えるべきである。最も重要な3
つの特性は、その体積を展開する能力;展開時に所望の様式で変形し、そして骨
の内側で所望の形状をとる能力;ならびに海綿質と接触した場合に、摩耗、引き
裂き、および穿刺に耐える能力である。
せずにその体積を増大する能力である。この特性により、この構造物56が、例
えば、カニューレを通じて、標的化された骨領域中に、へこんだ、低プロフィー
ル状態で皮下に配置される。この特性によってまた、この標的化された骨領域内
側でこの構造物56が展開して、周囲の海綿質を押して圧縮すること、または皮
質骨を破損前の状態または他の所望の状態にすること、あるいはその両方が可能
になる。
、この特性は、この材料が破損前に適応し得る伸長の最大の程度を示す。材料の
破損前の少なくとも約300%の最大伸長は、海綿質を圧縮するのに必要な体積
、ならびに隣接する皮質骨を伸ばすのに必要な体積まで展開する能力を提供する
。約300%未満の最大伸長を有する材料は、所望の骨圧縮体積に足りない膨張
体積で破損を示しがちである。
形し、その結果この構造物56が骨の内側で所望の形状を達成する、能力である
。
される部位の形態およびジオメトリを考慮して選択される。圧縮される海綿質の
形状、および骨が不適切に動かされた場合に損われ得る局所構造は、以下によっ
て、医学の専門家によって一般的に理解される:その部位およびその疾患または
その損傷に関するかれらの知識に加えて、ヒト骨格解剖学の教科書を使用するこ
とによって;そしてまた、米国特許出願第08/788,786号の教示を考慮
することによって。この特許出願は、1997年1月23日に出願され、そして
「骨の固定に関する外科的プロトコルにおける使用のための改良された膨張可能
なデバイス」という題であり、参考として本明細書中で援用される。医師はまた
、骨の内側での所望される展開された形状を、例えば、平坦フィルムX線、蛍光
X線、またはMRI走査またはCT走査を使用する、標的化された骨の形態の予
備分析に基づいて、選択し得る。骨の内側での展開された形状は、選択された材
料で充填された場合に、処置される骨の領域にわたる指示を提供する空洞の形成
を最適化するように選択される。選択される展開された形状は、標的化された骨
領域の形状および生理学に起因して体積の増大を生じる予測される変形の評価に
よって作製される。
は転置するかして、所望の治療結果を達成することが望ましい。このような移動
は、本質的に有害ではない。この用語が本明細書中で使用される場合、所望の治
療結果を達成することが示されるからである。定義によって、構造物56の伸長
時の有害な結果、例えば、周囲の組織の損傷によって生じるか、あるいは骨の生
体力学における永続的な有害な変化を引き起こすことによって、骨および周囲の
解剖学的構造の全体の状態の悪化を生じる。
骨の疾患が海綿質質量の損失である場合(骨粗鬆症においてのように)、骨の内
側での構造物56の展開された形状の選択は、圧縮されて所望の治療結果を達成
されるべき海綿質の体積を考慮すべきである。例示的範囲は、その海綿質体積の
約30%〜90%であるが、この範囲は、標的化される骨の領域に依存して変化
し得る。一般的に言えば、海綿質体積の圧縮が足りないほど、処置部位に、圧縮
されていない、罹患した海綿質がより多く残る。
、標的化された破損した骨領域が転置されたかまたは抑圧された量である。骨の
内側の海綿質領域内での構造物56の制御された変形直径展開は、破損した皮質
壁(cortical wall)を押し上げるかまたは押すかして、破損が生
じる前にそれが占めた解剖学的位置に(またはその近くに)戻し得る。一般的に
言うと、海綿質の不十分な圧縮は、隣接する皮質骨の持ち上げ不足を生じる。
接触した場合に、骨の外側での(野外環境における場合の)構造物56の形状と
実質的に一致することが望ましい。このことによって、医師が、標的化された治
療結果を満たすために所望される展開された形状を備える構造物を、骨の内側で
の展開された形状が重要な点では同様であるだろうという自信を持って、野外環
境において選択することが可能になる。
熱成形またはブロー成形)によって、以下により詳細に記載されるようにして、
達成され得る。
に、表面の摩耗、引き裂き、および破損に抵抗する能力である。
Taber摩耗抵抗値は、海綿質と接触する場合の破損に対する抵抗性を示す。
70mm3未満の回転ドラム摩耗抵抗値もまた、海綿質と接触する場合の破損に
対する抵抗性を示す。この特性は、例えば、約280lbf/inより大きいE
lmendorf引き裂き強度によって、さらに特徴付けられ得、これは、海綿
質摩耗によって引き起こされる破損に対する抵抗性を示す。この特性はまた、約
100Å未満のショア硬度値によっても特徴付けられ得る。この値は、弾性、撓
性、および延性の程度を示す。
m3を超える回転ドラム摩耗抵抗値を有する材料、または約280lbf/in
未満のElmendorf引き裂き強度を有する材料、または約100Åを超え
るショア硬度値を有する材料は、海綿質における展開に十分には適していない。
なぜなら、所望の直径までの展開の前に、破損が生じ得るからである。
とによって、増強され得、そしてさらに海綿質の圧縮のために最適化され得る。
このエラストマー材料はまた、予め形成される能力、すなわち、所望の形状を、
例えば、熱および圧力に対して、例えば、従来の熱成形技術またはブロー成形技
術の使用を通じて曝露することによって獲得する能力も有する。この基準を満た
す候補材料は、ポリウレタン材料、シリコーン材料、熱可塑性ゴム材料、ナイロ
ン材料、および熱可塑性エラストマー材料が挙げられる。最も好ましい実施態様
において、ポリウレタン材料が使用される。
製された伸長されたチューブ16を備える。このチューブ16は、末端領域18
および20を備える。この領域の各々は、第1の直径(図4AにおいてD1と名
付けられる)を有する。このチューブ16はさらに、中間の予め形成された領域
22を備える。この予め形成された中間領域22の直径は、熱および圧力への曝
露によって、第1の直径D1よりも大きい拡大した直径(図4AにおいてD3と
名付けられる)を有する通常に拡大した形状へと拡大されている。通常に拡大し
た形状D3は、内部身体領域の内側に配置される前に、野外環境において存在す
る。
料から、例えば、標準的ポリマー押し出しおよび成形プロセスによって、まず形
成する。図6および図7が示すように、形状領域22を、この領域22を取り付
け具または鋳型10中で熱に曝露して作製しながら、内側に正の圧力をこの領域
22内のチューブ16に適用する。取り付け具10は、空洞24を備え、この空
洞中に、領域22が存在し、熱および圧力を適用される。空洞24は、この領域
22が、取り付け具10における内側の圧力によって膨張させられた場合にとる
と意図されるジオメトリを有する。例示された実施態様において、ほぼ球面の形
状が、示される。
によって(図7が示すように)か、または熱い気流もしくは等価物を空洞24中
に伝達することによって、熱を適用し得る。選択される温度は、このチューブの
材料が、軟化し、そして形成する温度である。
る。例えば、ポリウレタンについて、軟化温度は、約50℃〜約190℃の範囲
にある。所定の可塑性材料についての軟化温度の範囲を操作することは、経験的
に決定され得る。
端領域18が、加圧流体の供給源34に連結される。この供給源34に連結され
ていない他方の末端領域20は、キャップ122を用いて密閉されるか、または
他の方法でブロックされて、チューブ16中に加圧流体を保持する。好ましくは
、この加圧流体は、気体または不活性ガスであり、図7においてAで示されてい
る。
に依存して変化する。圧力は、チューブ材料のバースト強度より小さくあるべき
である。代表的に、5〜1000psiの範囲の空気圧が用いられ得る。
熱軟化領域22を外向きに展開させるかまたはふくらませる。空洞24は、熱軟
化領域22が展開し得る範囲を限定する。領域22は、展開の際、空洞24のジ
オメトリに一致する。空洞24における熱軟化材料の展開は、領域22が新しい
展開形状(図4Aに示される拡大された直径D3を有する)を獲得する場合、領
域22における材料の応力を均一に軽減する。
適用を終了し、そして領域22は冷却される。領域22は、周囲の空気の流れに
より、または冷却空気の加圧ストリームにより冷却され得る。あるいは、空洞2
4は、そこを通って冷却液が循環され得る内部通路を備え得る。冷却が生じる速
度は、プロセス全体の時間に影響を及ぼす。
6は、空洞24から取り出される。
ば、構造56は、浸漬、ロストワックス鋳造または射出成形により形成され得る
。
端54に固定される。カテーテルチューブ50の構造は、変化し得、そしてそれ
自体は本発明には重要でない。カテーテルチューブ50のための材料は、内側本
体領域への構造56の進行を容易にするように選択される。カテーテルチューブ
56は、例えば、ビニル、ナイロン、ポリエチレン、イオノマー、ポリウレタン
およびポリエチレンテトラフタレート(PET)のような標準的な可撓性の医療
用プラスチック材料を用いて構築され得る。カテーテルチューブ50または、よ
り大きな剛性を与え、これによりその操作を助けるために、より硬質の材料を含
み得る。この目的に用いられ得るより硬質の材料としては、KevlarTM材料
、PEBAXTM材料、ステンレス鋼、ニッケル−チタン合金(NitinolTM 材料)、および他の合金が挙げられる。
50は、その中に補助チューブ58が固定される内部空洞60を備える。カテー
テルチューブ50が1つより多い内部ルーメンを有し得、そして例えば、複数の
ルーメンのアレイを有し得ることが理解されるべきである。例示の実施態様にお
いて、補助チューブ58は、内部空洞60を通って、そしてカテーテルチューブ
50の遠位端54を超えて展開する。チューブ16の一方の末端領域18は、カ
テーテルチューブ50の遠位端54に固定され、他方の末端の領域20は、補助
チューブ58の自由展開末端62に固定される。末端領域18および20は、例
えば、接着性結合プロセスまたは熱結合プロセスを用いて固定され得る。
を除去し、そして領域22の直径を、その通常に展開した形状D3から、実質的
に折りたたまれ、膨張していない直径D2に減少させる。折りたたまれた直径D
2は、熱および圧の成形プロセスの間の形成に起因して、依然として、押しだし
成形されたかまたは鋳型成形された直径D1とは異なっている。実質的に折りた
たまれるかまたは膨張していない場合、構造56は、標的化された海綿質領域に
挿入されるのに理想的な、低いプロファイル(low profile)を表す
。
を納めることにより、もしくはシリコーンのような潤滑物質で構造56をコート
することにより、またはその両方により、挿入を補助するためにさらに減じられ
る得る。
、例えば、滅菌生理食塩水または放射線不透過性造影剤(これは、構造56のX
線可視化を可能にする)の供給源68に(継手122を介して)連結され得る。
内部空洞60は、領域22に流体を運ぶ。所定の閾値(図10において、V(D
3)で示される)までのその領域内の容積の増加は、中間領域22を折りたたま
れた直径D2から、形状および直径D3を有する、通常の(すなわち、拡大はし
たが拡張はしていない)ジオメトリまで回復させる。
顕著に伸張も緊張もしていない。なぜなら、それは、予め、応力軽減状態で、空
洞24においてこのジオメトリに展開されていたからである。
曝露によりもたらされる、領域22における直径の相対的な増加に依存する。押
しだし成形されたかまたは鋳型成形されたチューブの直径D1と直径D3との間
の相対的な増加は、チューブが直径D3を超えて展開した場合、チューブ長およ
びセグメントのジオメトリを提供するために少なくとも5%であるべきである。
、構造56の壁厚は、均一でない。領域22は、その通常に拡大された直径D3
の場合、最小の壁厚T3を有する。これは、チューブ86の通常の押しだし成形
されるかまたは鋳型成形された壁厚(T1)よりも薄い。
56の内部容積を増加させるために継続される。その容積が増大するにつれて、
構造56の成形された領域22は通常の直径D3を超えて、図4でD4と示され
た、拡張した形状およびジオメトリへと拡大し続ける。閾値圧力P(t)は、容
積がD3とD4との間で増加する場合、概して容積として一定に保たれる。容積
が制御される(すなわち、実質的にD4を超えないように制御される)限り、外
部の圧力調節装置は必要ない。実質的に定圧でD3とD4との間の容積展開は、
構造56の物質的特性によって、生じ、なんらかの外部圧制御機構によるのでは
ない。
を、その応力軽減状態を超えて伸張させる。結果的に、拡張したジオメトリD4
での壁厚T4は、通常に拡大した直径D3の最小壁厚T3よりも薄い。しかし、
この拡張ジオメトリは一般に空洞24(これは、例示された実施態様においては
、球状である)により指示された予備形成された形状を維持する。
加は、材料を伸張し、構造56の半径を増加させ、そして壁厚を減少させる。
56は、骨の内側にある場合、漸増的により大きな表面および容積をとり、これ
により周囲の海綿質を圧縮する。海面質内での膨張は、骨の外側と、同じ閾値圧
力P(t)で生じ得る。しかし、骨の内側の限界膨張圧力P(t)の増大は、海
面質の密度および圧縮に対する海綿質の抵抗性に起因して、必要とされ得る。こ
の場合、所定の材料および構造56についての圧力対容積曲線の形は、D3とD
4との間の曲線のほぼ水平な部分が、図10の想像上の線で示されるようにY軸
で上向き移動することを除いて、図10に示されるのと本質的に同じままである
。一般的言及として、骨内側の閾値圧力は、構造56の材料特性および海綿質の
存在に起因する任意の追加された抵抗により決定される。
よび材料応力の増加を伴ってで、破損無く、海綿質を圧縮し、伸張し得る程度を
規定する。容積が実質的に一定の閾値圧力P(t)で増加する場合、その構造の
直径が拡張した直径D4を超えてさらに顕著に拡大するにつれて、壁の破損が、
より高い確率になる。材料の弾性が最大伸長に近づくほど、または材料の応力が
最大緊張強度に近づくにつれて、構造56は、もはや、その容積を増加し得ない
ときがくる。これらの最大値のいずれかに達したとき、壁の破損が起こる可能性
が高い。
3つの物理的特性および機械的特性(展開、形状および靭性)の同時発現である
。例えば、必要な弾性および形状を有するが、必要な靭性を欠く材料は、海綿質
により引き起こされる摩耗および引き裂きに起因して形状D4に達し得ない。
いて、所定の海綿質領域内の所望された均一性および面積の圧縮を達成すること
は、困難であり得る。
置された、セグメント化された、展開可能領域82および84を備えることを示
す。構造80は、より長い縦断面を提供し、これに沿って容積が増加され得る。
86(図5に示すチューブ16のような)を押し出し成形または鋳型成形するこ
とにより作製される。好ましい実施態様では、このチューブ86は、ポリウレタ
ン材料から形成される。このチューブは、通常の押しだし成形された壁厚(T5
)および通常の押し出し成形された外径(D5)を有する(図12に示すように
)。
に、チューブ86の中間領域88を、固定具すなわち鋳型90の内側で熱および
内部の正の圧力に暴露することにより作製される。例示された実施態様において
、固定具90は、中間チャネル96を備える2つの空洞領域92および94を有
する。中間領域88は空洞92および94ならびにチャネル96に位置する。
れ、領域88の材料を軟化させる。熱軟化した場合(以前に記載した様式で)、
チューブ86の内部は、供給源34からの正の圧力をかけられる(これも以前に
記載されたように)。領域88における材料は、空洞92および94ならびにチ
ャネル96内で膨張または伸長する。一旦、冷却されそして固定具90から取り
出されると、構造80は、図3および4において示された構造56と同じ様式で
、カテーテルチューブ50の遠位端に接着され得る。
れる)を有する通常の展開形状を有する。領域82および84についての通常の
形状および直径D7は、一般的に、それぞれ、空洞92および94の形状および
寸法と対応する。
て、想像上の線D6に示される、実質的に折りたたまれ、そして膨張していない
ジオメトリをとる。領域88に対する熱および圧力の適用に起因して、領域82
および84のそれぞれについての直径D6は、もとの押し出し成形されたチュー
ブ86の通常の押し出し成形されたまたは鋳型成型された外径D5よりも大きい
。
部は構造80を2つの展開可能な領域82および84にセグメント化する。減圧
下で実質的に折りたたまれているかまたは膨張していない場合、構造80は、標
的化された海綿質領域への挿入に理想的な、低いプロファイルを示す。
6から通常の、拡大されてはいるが膨張していないジオメトリ(図12における
想像上の線D7に示される形状および直径を有する)へ、領域82および84の
それぞれが回復する。
4は、ほぼ同じ展開半径を有し、従って同じ非拡張形状および直径D7を有する
。あるいは、それぞれの領域82および84は、異なる膨張半径を有し得、従っ
て異なる非拡張形状および直径を有し得る。にもかかわらず、通常の非拡張直径
D7にある場合、領域88における構造80の材料は、顕著には伸張も緊張もし
ない。なぜなら、領域82および84は、応力減少状態において、空洞92およ
び94におけるこのジオメトリへ、予め展開されたからである。
は、異なる空洞内で熱および内部圧力により成形され、異なるジオメトリ、例え
ば、円筒もしくは楕円筒状のジオメトリ、または非球状、非円筒状もしくは非楕
円筒状のジオメトリをとり得る。このジオメトリは、内一のまたは複合型のいず
れかの曲率を有し、および対称または非対称のいずれかのジオメトリで有り得る
。当然ながら、2より多いセグメント化された領域82および84が、チューブ
86の長さに沿って形成され得る。
てないジオメトリD7の場合、最小の壁厚(図12中T7で示される)を有する
。空洞92および94における圧力下での熱軟化材料の展開に起因して、この壁
厚は均一ではない。すなわち、T7は、チューブ86の通常の押し出し成形され
たかまたは鋳型成形された壁厚T5よりも薄い。領域82および84についての
最小の壁厚T7は、同じかまたは異なり得る。
6の通常の押し出し成形されたかまたは鋳型成形された直径D5と等しいかまた
はそれより大きい外径(図14においてD9で示される)を有する。固定具90
におけるチャネル96のサイズは、直径D9の大きさを決定する。空洞92およ
び94中の圧力下での隣接領域82および84における熱軟化材料の展開に起因
して、首領域98(チャネル96における圧力下で展開する)は、チューブ86
の通常の押し出し成形されたかまたは鋳型成形された壁厚T5より薄いかまたは
これと等しいが完全に成形された領域82または84のいずれかの最小壁厚T7
よりは依然として厚い、壁厚(図12においてT9で示される)を有する。
の領域を有する;すなわち、T5≧T9>T7である。この形成された複合構造
80はまた、首領域98によりセグメント化された、同じかまたは異なる拡大さ
れた外径(D7)の複数の展開可能領域82および84を提供する。ここで、D
6>D5;D7>D6;およびD7>D9である。
の容積を増加させることにより、構造80の成形された領域82および84は、
拡張された形状およびジオメトリ(図12においてD8で示される)へ、直径D
7を超えて拡大し続ける。壁厚T7はさらに減少し、そしてT8に近づく。領域
82および84が直径D8に近づくにつれて、首領域98の直径D9は、図12
に示すように、直径D10へ同様に増加し、海綿質とのより均一な、拡大された
表面を提供する。
を、その応力軽減状態を超えて伸張させるが、領域82および84の拡張された
ジオメトリは、空洞92および94により示される予備形成された形状を、重要
な点に関しては維持する。構造56に関連して前に説明されたように、領域82
と84における材料は、通常の直径D7の所望の形状において既に応力軽減され
ている。以前に説明したように、拡張した直径D8への拡大は、実質的に一定の
圧力(図10が例証するように)および増加する材料応力で生じる。
径D8を達成するために仕立てられ得る。最終的な、完全に拡張した直径D8は
、標的化された海綿質領域の寸法に適合するように選択され得る。直列にセグメ
ント化された領域82および84の制御された伸張は、単一の非セグメント化領
域(すなわち、首領域98のないもの)よりも小さい大径を有する海綿質の等積
圧縮を提供し得る。別の方法で言えば、セグメント化された領域82および84
は、所定の膨張容積に展開された場合、等しい膨張容積へ展開された球より小さ
い直径を有する。
骨の内側にある場合、漸増的により大きい表面および容積をとり、これにより周
囲の海綿質を圧縮する。海綿質における膨張は、骨の外側と同じ閾値圧力P(t
)で生じ得る。しかし、骨内部の閾値膨張圧力P(t)の増大が、海綿質の密度
および圧縮に対する海綿質の抵抗に起因して、必要とされ得る。
性のすべての所望の物理的および機械的要件を組み込むように選択される。図1
6は、所望の物理的および機械的要件が異なる材料の使用により区分けされてい
る複合の展開可能構造130を例示する。
要件を満たす第1の材料から作製された内部の展開可能体132を含む。複合構
造130は、所望の靭性要件を満たす第2の材料から作製された外部の展開可能
体またはシェル134を備える。シェル134は、内部展開可能体132を包み
、そして海綿質との接触に起因する、表面の摩耗、引き裂き、または穿刺から防
御する。
面に供される材料を含み得る。あるいは、シェル134は、その中に内部本体1
32が配置前に置かれる袋(bagまたはsock)を含み得る。シェル134
のための材料は、例えば、ゴム、シリコーン、エチレン酢酸ビニル、ポリウレタ
ン、ポリエチレン、またはマルチフィラメント織材、もしくは織布あるいは他の
ポリマー材料を含み得る。
にする。腎性要件を完全にまたは部分的に満たさない材料は、それでも、内部本
体132に用いられ、構造130の展開および形状要件を最適化し得る。内部体
132は、海綿質に最適化された展開および形状の特徴を付与し、他方、シェル
134は、複合構造130全体に最適化された靭性特徴を付与する。
第5,108,404号(参考として本明細書中で援用される)の教示に従って
骨中に挿入され得る。図8が示すように、アクセスは、例えば、椎体26の一側
にアクセス口64を穿孔することにより達成され得る。これは後外側アプローチ
と呼ばれる。あるいは、アクセス口はいずれかの茎(pedicle)42を通
過し得る。これは経茎アプローチと呼ばれる。
ーテルチューブ50は、構造(図8は構造56を示す)を海綿質32と接触して
配置するように、カニューレ66を通って進められる。構造56は、配置の間、
その通常に折りたたまれた、膨張していない状態(図8において仮想線の直径D
2として示される)にある。この様式のアクセスは、非観血的な最少侵襲手順ま
たは観血的手順を用いて達成され得る。
容易にするように選択される。カテーテルチューブ50は、例えば、ビニル、ナ
イロン、ポリエチレン、イオノマー、ポリウレタン、およびポリエチレンテトラ
フタレート(PET)のような標準的な可橈性の医療用プラスチック材料を使用
して構築され得る。カテーテルチューブ50はまた、より大きな剛性を付与し、
これによりその操作を補助するために、より硬質の材料を含み得る。この目的に
使用され得るより硬質の材料には、ステンレス鋼、ニッケル−チタン合金(Ni
tinolTM材料)、および他の金属の合金が含まれる。
ける仮想線の直径D3)、そして極限には最大拡張されたジオメトリ(図8にお
ける直径D4)への構造56の展開は、引き続いて、椎体26において海綿質3
2を圧縮する。圧縮は、海綿質32において内部空洞70を形成する。図9が示
すように、後に続く構造56の折りたたみおよび除去は、空洞70を、充填材料
(例えば、骨接合剤)を受容する状態に残す。この骨接合剤は、硬化した場合に
皮質骨32のための改善された内部構造支持体を提供する。
nterior force)を働かせる。内圧は、骨折し圧縮された骨を、そ
の元の破損前の状態または他の所望の状態まで戻すかまたはその近辺に持ち上げ
得るかまたは押し得る。
PおよびBPと示す)が圧縮され、または互いに近くに移動し、板TPと板BP
との間の通常な生理学的な高さが減少し得る。この状況で、構造56が働かせる
内圧は、それが海綿質32を圧縮するにつれて、上板および下板TPおよびBP
の一方または両方をさらに離して移動させ、このことによりそれらの間の空間(
通常な生理学的距離にまたはその付近にある)を回復させる。
ト74は、補助チューブ58のルーメン72を通って挿入され得る。補助チュー
ブは構造56内に包まれている。スタイレット74は、例えば、ステンレス鋼ま
たは鋳型成形されたプラスチック材料から作製され得る。スタイレット74の存
在は、図8が示すように、標的化された骨領域中へガイド鞘66を通過する間、
構造56を、所望の遠位方向に真っ直ぐにされた状態に保つために役立つ。
は曲げるように、予め形成された記憶を有し得る。この記憶は、ガイド鞘66内
に閉じ込められている場合、克服されてスタイレット74は真っ直ぐになる。し
かし、構造56および予め形成されたスタイレット74が、ガイド鞘66を自由
に前進し、そして標的化された領域中に進入すると、予め形成された記憶がスタ
イレット74を曲げる。曲がったスタイレット74は、補助チューブ58を曲げ
、そのことにより周りの展開可能構造56の主軸76が、アクセス経路(すなわ
ち、ガイド鞘66)の軸78に対してシフトする。構造56の内部に位置付けさ
れた、予め曲げられたスタイレット74は、標的化された領域内での構造56の
配向を変更することを補助する。このことにより、構造56を、椎体26の天然
の軸と、ほぼ揃えられた関係で配向することが可能になる。骨(例えば、椎体2
6)内のより中心に位置する空洞70が確立され得る。これは、骨接合剤を充填
された場合、椎体26の中間領域を横切るより均一な支持体を提供する。これに
より、負荷に耐える椎体26の能力は向上する。内部容積における海綿質32の
対称的圧縮はまた、皮質骨32に対するより均等で均一な内圧を働かせ、破損し
圧縮された骨を持ち上げるかまたは押す。
が例えば虚血壊死に位置する場合、または血液供給の局所的喪失が、その限定さ
れた領域で骨を殺傷している場合、展開可能構造56または80または130は
、より少ない量の全骨(total bone)を圧縮し得る。これは、処置を
必要とする疾患領域がより小さいからである。
置換における構成成分のような)の挿入を改善するための展開可能構造56また
は80または130の使用に見出される。これらの場合、構造の形状およびサイ
ズは、挿入される材料の形状およびサイズによって規定される。
394号に開示されるように、治療物質の送達を補助するための空洞を作製する
ための、骨における展開可能構造の使用に見出される。この場合、海綿質は罹患
していてもしていなくてもよいし、また有害な影響を受けていても受けていなく
てもよい。健康な海綿質は、重要な治療目的を有する薬物または成長因子の送達
を改善するために、顕著な圧縮により犠牲にされ得る。この適用において、展開
可能構造56または80または130は、送達されようとする、所望の量の治療
物質によって選択される。この場合、薬物を内部に有する骨は、その薬物が作用
し骨が治癒する間、標準的な方法により支持される必要があり得る。
可能構造56または80または130のいずれか1つの拡張は、この構造を構成
する材料への応力を発生させる。標的化された身体領域における最初の使用の間
に操作上の負荷により生じた材料応力は、その構造の予め形成された形態を相当
変更して、その構造の将来の性能を予測不能にし得る。
触を生じる。材料の優れた機械的特性に関わらず、この接触は、そのうちには、
構造に損傷を与えて、検出を免れ得る局所的な脆弱領域を生じ得る。局所的な、
より低密度の海綿質領域は、結果的に、展開および構造に対する応力が異なる領
域を発生させ得る。局所的な脆弱領域または応力が異なる領域の存在により、後
の使用の間に、全体的な構造的欠陥が予測不能に引き起こされ得る。
したカテーテルチューブの上または内部に生物学的成分を捕獲し得る。洗浄およ
びその後の殺菌にも関わらず、捕獲された生物学的成分の存在は、容認し難い発
熱性反応に至り得る。
ことが、一貫しては信頼され得ず、そうでなければ、確立された性能および滅菌
の仕様に適合し得ない。再滅菌後でさえの発熱反応の可能性とあいまって、一回
の使用の間に引き起こされる材料の応力および損傷の効果により、骨への配置の
ためにこれらの展開可能構造を運ぶデバイスに一回使用の制限を課すことが、合
理的に正当化される。
材料の応力および不安定性、または減少したかもしくは予測不能な性能を含む)
から患者を保護するため、本発明はまた、使用の前に、一回使用ツール48(図
3にも示される)を格納するためのキット100(図14および15を参照)を
提供する。図14に示されるように、ツール48は展開可能構造を収容する。図
14は、例示のために、本明細書に記載のような構造56を示す。ツール48は
、以前にも記載したように、展開可能構造80または130を収容し得ることが
理解されるべきである。
レイ108を備える。トレイ108は、その最初の使用前の滅菌および格納の間
、平坦に配置された真っ直ぐな状態でツール48を保持する。トレイ108は、
ダイ切断された厚紙または熱成形プラスチック材料から形成され得る。トレイ1
08は、間隔を設けた1またはそれ以上のタブ110を備える。タブ110は、
所望される平坦に配置された真っ直ぐな状態で、カテーテルチューブ50および
展開可能構造56を保持する。
どにより周辺を封鎖された内側包装112を備える。内側包装112の一方の端
は、従来型の剥ぎ取り式シール114を備えて、使用時のトレイ108への素早
いアクセスを提供する。アクセスは、好ましくは、手術室内部などの無菌環境で
起こる。
装112を包むよう、熱などにより周辺封鎖される。外側包装116の一方の端
は、内側包装112へのアクセスを提供するための従来型の剥ぎ取りシール11
8を備える。このシールは、プローブ102の切迫した使用を見越して、プロー
ブ102自体の無菌性を侵すこと無く、外側包装116から除去され得る。
が封鎖された頂部シート120および底部シート122を備える。例示された実
施態様では、頂部シート120は、キット100の内容物を視覚による同定を可
能にするよう、ポリエチレンまたはMYLARTM材料のような透明プラスチック
フィルムから作られる。底部シート122は、ETO滅菌ガスに対して透過性で
ある材料(TYVEKTMプラスチック材料(DuPontから入手可能))から
作られる。
00の内容物の再利用に対して積極的に警告するために、「一人の患者に対して
のみ使用すること(またはこれに相当する表現)」という表示を含む。ラベル1
06にはまた、ツール48を再滅菌しないように積極的に指示してあることが好
ましい。ラベル106にはまた、使用の際にツール48およびキット100の全
内容物を、適用される生物学的廃棄物処理手順に従って廃棄するように、医師ま
たはユーザーに指示してあることが好ましい。キット100に梱包されたプロー
ブ102の存在により、ツール48が無菌であり、以前に使用されていないこと
が、医師またはユーザーに証明される。このことにより、医師またはユーザーは
、展開可能構造56が確立された性能および無菌性の仕様を満たし、使用のため
に展開された場合、所望の形を有することを確信する。
展開可能構造56(または80または130)の使用に関して指示してあること
が好ましい。例えば、ラベル106には、医師に対して、海綿質を圧縮し、空洞
を形成するために、骨の内側でその構造を展開するよう指示してある。ラベル1
06にはまた、医師に対して、空洞に材料(例えば、骨接合剤、異種移植材料、
合成骨置換物、薬物、または固化状態に硬化する流動可能な材料)を充填するよ
うに指示され得る。
具体化され得る。本発明の範囲は、具体的な説明よりむしろ添付の特許請求の範
囲内に規定される。従って、特許請求の範囲の意味および等価の範囲内に入る全
ての実施態様は、特許請求の範囲によって包括されることが意図される。
ールの平面図である。
面図である。
面図である。
またはエラストマー材料から作製されるチューブの斜視端面図である。
図であり、その一部が分解されてその内部の観察が可能となっている。
よび圧力をチューブの領域に適用し、成形された展開可能な領域を形成する。
る図3に示されるツールと共に、図1に示される椎骨体の冠状図である。
能な構造による海綿質の圧縮によって形成される空洞を示す。
する効果をプロットするグラフである。
骨体の冠状図であり、ここで、屈曲可能なスタイレットは海綿質内の展開可能な
構造の配向を変更する。
た幾つかの展開可能なセグメントを含む。
されたチューブに圧力および熱を適用するために使用される形状形成固定具の上
面斜視図である。
ルを保持するキットの上面図である。
Claims (79)
- 【請求項1】 海綿質を圧縮するためのデバイスであって、エラストマー材
料から作製される壁を備え、そして骨の外側に通常に展開した形状に予備形成さ
れる領域を含む、デバイス。 - 【請求項2】 前記壁が第2領域を含み、該第2領域が、前記第1に規定さ
れた領域から間隔があけられ、そして骨の外側に通常に展開した形状に予備形成
される、請求項1に記載のデバイス。 - 【請求項3】 前記第1規定の領域および第2領域が、それぞれの通常に展
開した形状を超えてさらに展開し、所定の膨張容量に達する場合、同等の膨張容
量まで展開した球に比べて小さい最大直径を示す、請求項2に記載のデバイス。 - 【請求項4】 前記壁が、第3領域を含み、該第3領域が骨の外側に通常に
展開した形状に予備形成され、そして前記第1規定領域と前記第2規定領域との
間に位置付けられる、請求項2に記載のデバイス。 - 【請求項5】 前記第1規定領域、前記第2領域、および前記第3領域が、
それぞれ通常に展開した形状を超えて展開し所定の膨張容積に達する場合、同等
の膨張容積まで展開した球に比べて小さい最大直径を示す、請求項4に記載のデ
バイス。 - 【請求項6】 前記展開可能な領域が不均一な壁の厚さを有する、請求項1
に記載のデバイス。 - 【請求項7】 前記展開可能な領域が、通常に展開した形状に比べてより大
きな直径を有する、骨の外側にさらに展開した形状を含む、請求項1に記載のデ
バイス。 - 【請求項8】 前記展開可能な領域が、骨の外側にさらに展開した形状に実
質的に対応する、骨の内側にさらに展開した形状を有する、請求項7に記載のデ
バイス。 - 【請求項9】 前記エラストマー材料が、約300%より高い最大伸長を有
する、請求項1に記載のデバイス。 - 【請求項10】 前記エラストマー材料がポリウレタンを含む、請求項1に
記載のデバイス。 - 【請求項11】 前記エラストマー材料が海綿質による摩耗に対して耐性が
ある、請求項1に記載のデバイス。 - 【請求項12】 前記エラストマー材料が、海綿質骨による摩耗に対する耐
性に関して、約90mg損失未満のTaber摩耗抵抗値を有する、請求項1に
記載のデバイス。 - 【請求項13】 前記エラストマー材料が、海綿質による摩耗に対する耐性
に関して、約70mm3未満の回転ドラム摩耗抵抗値を有する、請求項1に記載
のデバイス。 - 【請求項14】 前記エラストマー材料が海綿質による摩耗に対する耐性に
関して約280lbf/inより高い引裂き強度値を有する、請求項1に記載の
デバイス。 - 【請求項15】 前記エラストマー材料が、海綿質内のエラストマー性展開
および海綿質による摩耗に対する耐性に関して、約100A未満のショア硬度値
を有する、請求項1に記載のデバイス。 - 【請求項16】 前記エラストマー材料が、約50℃より高い軟化温度を有
する、請求項1に記載のデバイス。 - 【請求項17】 海綿質を圧縮するためのデバイスであって、該デバイスが
、第1直径を有する本体、ならびに、骨の外側に、該第1直径に比べて大きい通
常に展開した直径を有する形状、および、骨の外側に、通常に展開した直径に比
べて大きい直径を有するさらに展開した形状、骨の外側に、該さらに展開した形
状に実質的に対応する骨の内部にさらに展開した形状を備え、該本体から形成さ
れた展開可能な領域、を備える、デバイス。 - 【請求項18】 前記本体が、第1の壁厚さを有し、ここで前記展開可能な
領域が該第1の壁厚さに比べてより薄い壁厚さを有する、請求項17に記載のデ
バイス。 - 【請求項19】 前記通常に展開した直径が該第1直径に比べて少なくとも
約5%大きい、請求項17に記載のデバイス。 - 【請求項20】 前記展開可能な領域がエラストマー材料を含む、請求項1
7に記載のデバイス。 - 【請求項21】 前記エラストマー材料がポリウレタンを含む、請求項20
に記載のデバイス。 - 【請求項22】 前記展開可能な領域が、海綿質による摩耗に対して耐性が
ある材料を含む、請求項17に記載のデバイス。 - 【請求項23】 海綿質を圧縮するためのデバイスであって、骨の外側に通
常に展開した形状を有するために予備形成された領域を含む壁を備え、該領域が
、実質的に一定の圧力にて、骨の外側に拡大した形状にさらに展開可能である、
デバイス。 - 【請求項24】 前記領域が、圧縮に対する海綿質の耐性によって決定され
る大きさを有する実質的に一定の圧力にて、骨の内側に拡大した形状まで展開可
能である、請求項23に記載のデバイス。 - 【請求項25】 前記領域が、骨の内側に展開した場合、拡大した形状を有
し、該形状が、前記骨の外側に拡大した形状に実質的に一致する、請求項23に
記載のデバイス。 - 【請求項26】 前記領域がエラストマー材料を含む、請求項23に記載の
デバイス。 - 【請求項27】 前記エラストマー材料がポリウレタンを含む、請求項26
に記載のデバイス。 - 【請求項28】 前記領域が、海綿質による摩耗に対して耐性がある材料を
含む、請求項23に記載のデバイス。 - 【請求項29】 海綿質を圧縮するためのデバイスであって、海綿質による
摩耗に対して耐性である材料を含む展開可能な壁を備える、デバイス。 - 【請求項30】 海綿質を圧縮するためのデバイスであって、展開可能な壁
、および、海綿質による摩耗に対して耐性である該展開可能な壁を被覆する材料
を備える、デバイス。 - 【請求項31】 前記材料がポリウレタン材料を含む、請求項29または3
0に記載のデバイス。 - 【請求項32】 前記材料がエラストマー材料を含む、請求項29または3
0に記載のデバイス。 - 【請求項33】 前記材料が、約70mm3より小さい回転ドラム摩耗抵抗
値を有する、請求項29または30に記載のデバイス。 - 【請求項34】 前記材料が、約90mg損失未満の摩耗抵抗値を有する、
請求項29または30に記載のデバイス。 - 【請求項35】 前記材料が、約280lbf/inより高い引裂き強度値
を有する、請求項29または30に記載のデバイス。 - 【請求項36】 前記材料が、約100A未満のショア硬度のデュロメータ
ーを有する、請求項29または30に記載のデバイス。 - 【請求項37】 海綿質を圧縮するためのデバイスであって、エラストマー
材料から作成されるチューブを備え、該チューブが第1直径を有する第1部分お
よび該第1直径より大きい第2の通常に展開した直径まで熱および圧力によって
予備形成される第2部分を備え、該第2部分が、該第2の通常に展開した直径よ
りも大きい第3直径を有するさらに展開した形状を有する、デバイス。 - 【請求項38】 前記エラストマー材料がポリウレタンを含む、請求項37
に記載のデバイス。 - 【請求項39】 請求項37に記載のデバイスであって、実質的に一定の圧
力において、前記第2の通常に展開した直径から前記さらに展開した形状まで前
記第2部分を展開するために、前記チューブまで流体を運搬するための導管をさ
らに備える、デバイス。 - 【請求項40】 前記通常に展開した直径が、前記第1直径に比べて少なく
とも5%大きい、請求項37に記載のデバイス。 - 【請求項41】 前記エラストマー材料が、約30%より高い最大伸長を有
する、請求項37に記載のデバイス。 - 【請求項42】 前記エラストマー材料が、約50℃より高い軟化温度を有
する、請求項37に記載のデバイス。 - 【請求項43】 前記第1部分が、第1の壁厚さを有し、そして 前記第2部分が、該第1の壁厚さと異なる第2の壁厚さを有する、請求項37
に記載のデバイス。 - 【請求項44】 前記第2の壁厚さが、前記第1の壁厚さに比べて小さい、
請求項43に記載のデバイス。 - 【請求項45】 海綿質を圧縮するためのシステムであって、以下: 請求項1または23または29または30または37に規定されるデバイス、
および 海綿質を圧縮し、そして空洞を形成するために、骨の内側に該デバイスを展開
する工程を包含する方法に従って、該デバイスを使用するための説明書、 を備える、システム。 - 【請求項46】 使用するための前記方法が、材料で前記空洞を充填する工
程をさらに包含する、請求項45に記載のシステム。 - 【請求項47】 使用するための前記方法が、前記充填する工程の前に骨か
ら前記デバイスを除去する工程をさらに包含する、請求項46に記載のシステム
。 - 【請求項48】 前記材料が、骨接合剤を含む、請求項46に記載のシステ
ム。 - 【請求項49】 前記材料が合成骨置換物を含む、請求項46に記載のシス
テム。 - 【請求項50】 前記材料が、固化条件にて硬化する流動性材料を含む、請
求項46に記載のシステム。 - 【請求項51】 前記材料が同種移植片組織を含む、請求項46に記載のシ
ステム。 - 【請求項52】 前記材料が自家移植片組織を含む、請求項46に記載のシ
ステム。 - 【請求項53】 前記材料が薬物を含む、請求項46に記載のシステム。
- 【請求項54】 上板および底板を有する椎骨体内への挿入のためのデバイ
スであって、該デバイスは展開可能な壁を含み、この展開可能な壁は、該椎骨体
の内部に展開する場合、該上板および底板の少なくとも一方にて移動し、この改
善は、該展開可能な壁がエラストマー材料から作製され、そして骨の外側に通常
に展開した形状に予備形成される領域を含む工程を包含する、デバイス。 - 【請求項55】 前記エラストマー材料がポリウレタンを含む、請求項54
に記載のデバイス。 - 【請求項56】 前記壁が第2領域を含み、該第2領域が、前記第1に規定
された領域から間隔があけられ、そして骨の外側に通常に展開した形状に予備形
成される、請求項54に記載のデバイス。 - 【請求項57】 前記第1規定の領域および第2領域が、それぞれの通常に
展開した形状を超えてさらに展開し、所定の膨張容量に達する場合、同等の膨張
容量まで展開した球に比べて小さい最大直径を示す、請求項56に記載のデバイ
ス。 - 【請求項58】 前記壁が、第3領域を含み、該第3領域が骨の外側に通常
に展開した形状に予備形成され、そして前記第1規定領域と前記第2領域との間
に位置付けられる、請求項56に記載のデバイス。 - 【請求項59】 前記第1規定領域、前記第2領域、および前記第3領域が
、それぞれ通常に展開した形状を超えて展開して所定の膨張容積に達する場合、
同等の膨張容積まで展開した球に比べて小さい最大直径を提供する、請求項58
に記載のデバイス。 - 【請求項60】 前記展開可能な領域が、通常に展開した形状に比べてより
大きな直径を有し、骨の外側にさらに展開した形状を含む、請求項54に記載の
デバイス。 - 【請求項61】 前記展開可能な領域が、骨の外側にさらに展開した形状に
実質的に対応する、骨の内側にさらに展開した形状を有する、請求項60に記載
のデバイス。 - 【請求項62】 前記エラストマー材料が、約300%より高い最大伸長を
有する、請求項54に記載のデバイス。 - 【請求項63】 前記エラストマー材料が海綿質による摩耗に対して耐性で
ある、請求項54に記載のデバイス。 - 【請求項64】 海綿質を圧縮するための方法であって、以下: エラストマー材料から作製される展開可能な壁、および骨の外側に通常に展開
される形状に予備成形される領域を備えるデバイスを骨内に導入する工程、およ
び 通常に展開した形状からさらに展開した形状まで骨の内側に壁を展開する工程
であって、該工程によって、海綿質を圧縮しそして空洞を形成する、工程、 を包含する、方法。 - 【請求項65】 請求項64に記載の方法であって、さらに、前記空洞を材
料で充填させる工程を包含する、方法。 - 【請求項66】 請求項65に記載の方法であって、さらに、前記充填させ
る工程の前に骨から前記デバイスを除去する工程を包含する、方法。 - 【請求項67】 前記材料が骨接合剤を含む、請求項65に記載の方法。
- 【請求項68】 前記材料が合成骨置換物を含む、請求項65に記載の方法
。 - 【請求項69】 前記材料が、固化条件にて硬化する流動性材料を含む、請
求項65に記載の方法。 - 【請求項70】 前記材料が同種移植片組織を含む、請求項65に記載の方
法。 - 【請求項71】 前記材料が自家移植片組織を含む、請求項65に記載の方
法。 - 【請求項72】 前記材料が薬物を含む、請求項65に記載の方法。
- 【請求項73】 上板および底板を有する椎骨体を処置するための方法であ
って、以下: 該上板と底板との間の該椎骨体内にデバイスを挿入する工程であって、該デバ
イスが、エラストマー材料から作製される展開可能な壁および骨の外側に通常に
展開した形状に予備形成される領域を備える、工程、および 該通常に展開した形状からさらに展開した形状に、骨の内側に壁を展開する工
程であって、これによって該上板および底板の少なくとも一方を移動させる、工
程、 を包含する、方法。 - 【請求項74】 海綿質を圧縮するためのデバイスを製造するための方法で
あって、以下: エラストマー材料のチューブに熱および圧力を適用する工程であって、該工程
によって、骨の外側に通常に展開した形状を有する領域を形成し、該領域が、骨
の外側にさらに展開した形状に展開可能であり、該通常に展開した形状に比べて
大きい直径を有する、工程、 を包含する、方法。 - 【請求項75】 前記エラストマー材料が、海綿質による摩耗に対して耐性
である、請求項74に記載の方法。 - 【請求項76】 前記エラストマー材料が、約50℃より高い軟化温度を有
する、請求項74に記載の方法。 - 【請求項77】 前記エラストマー材料が、約300%より高い最大伸長値
を有する、請求項74に記載の方法。 - 【請求項78】 前記エラストマー材料が海綿質による摩耗に対する耐性に
関して約280lbf/inより高い引裂き強度値を有する、請求項74に記載
の方法。 - 【請求項79】 前記エラストマー材料が、海綿質内のエラストマー性展開
および海綿質による摩耗に対する耐性に関して、約100A未満のショア硬度値
を有する、請求項74に記載の方法。
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