JP2009509650A - 圧力減衰デバイス - Google Patents

Abstract

埋め込み可能な血圧調節装置が実現される。血圧調節装置は、少なくとも１つの接続ゾーンと１つの減衰ゾーンを備える。接続ゾーンは、血管などの身体導管に接続するのに適している。減衰ゾーンは、生理学的血圧スパイクに応答して第１の状態から第２の状態に移動可能である。第１の状態から第２の状態に移動することで、身体導管内の圧力のレベルを下げるか、または圧力スパイクを弱める

Description

関連出願への相互参照
本出願は、２００５年９月２６日に出願された米国仮特許出願第６０／７２１，８３４号の優先権を主張するものであり、２００５年１２月２０日に出願された米国特許出願第１１／３１４，６０１号（２００３年７月１１日に出願され、現在は米国特許第６，９７６，９５１号である、米国特許出願第１０／６１８，５７１号（２００３年３月１７日に出願され、現在は米国特許第６，９７６，９５０号であり、２００２年１０月３日に出願された米国仮特許出願第６０／４１５，９４９号の優先権を主張する、米国特許出願第１０／３９１，４４６号の継続出願）の継続出願）の一部継続出願である。また、米国特許第６，９７６，９５０号は、現在は米国特許第６，６８２，４７３号である、２０００年１１月２７日に出願された米国特許出願第０９／７２３，３０９号（２０００年４月１４日に出願された米国仮特許出願第６０／１９７，０９５号の優先権を主張する）の一部継続出願でもある。上記の出願の開示は、全体が参照により本明細書に組み込まれる。

本出願は、一般に、限定はしないが、心臓血管系、肺系統、腎臓／泌尿器系、胃腸系統、肝臓／胆嚢系、女性生殖器系、中枢神経系、筋骨格系、耳鼻咽喉系、及び眼球系を含む、人体の臓器及び系統内で比較的非圧縮性材料中の過渡圧力波を減衰させ、及び／または弱めるための方法及び装置に関する。

本出願は、更に、一般に末期の心不全及びノンコンプライアンス血管系の分野に関するものであり、特に、血管内圧の変動により引き起こされる疾患の治療に関するものである。一態様では、高血圧症及びその有害な続発症を治療する方法及びデバイスが実現される。

圧力波は、体内のさまざまな臓器の非圧縮性流体中を伝搬することが知られている。このような圧力波は、心臓血管系等において周期的であり、通常の身体機能の一部であるか、またはよりランダムに、環境刺激に応答して生じるようなものとしてよい。

心臓血管系において、心臓鼓動の循環的ポンプ動作が血管系内に血液を送り出す。このプロセスは、通常、血管系内に圧力波を発生させる。多くの成人が患う病気である、高血圧症（高い血圧）は、心臓血管疾患及び脳卒中を伴うものである。高血圧症の原因は多くあるが、原発性（または本態性）高血圧が、症例の約９５％に関与している。高収縮期血圧、つまり、心臓から大動脈内へ血液を送り出すことに関連する血管内の圧力は、高血圧症患者の主要な問題となっている。収縮期血圧の決定因子は、血流、動脈コンプライアンス、及び動脈波伝搬である。老化が進んだ結果として、動脈コンプライアンスを下げ、収縮期高血圧症を高める動脈硬化が生じる。以下で更に説明されるように、高血圧症を緩和することが望ましい。

圧力波は、更に、多数の事象、例えば、肺の呼吸、胃腸管の蠕動運動、身体の筋肉の動き等の体内の事象、または咳、笑い、身体の外傷、及び重力に関する身体の動き等の事象により引き起こされうる。コンプライアンスとも呼ばれる周辺組織及び臓器の弾力性が減少すると、これらの望ましくない圧力波の伝搬が増大する。これらの望ましくない圧力波は、不快症状から、臓器及び組織へのストレス、尿失禁等の流体の漏出、腎不全、脳卒中、心臓麻痺、及び失明に及ぶ、多くの望ましくない効果を示す。

蓄圧器及び波拡散装置は、さまざまな類似していない設定で圧力波を変調することができるタイプのデバイスである。蓄圧技術は、よく知られており、１９４０年以降、航空機の油圧系統、製造装置、及び給配水で使用されている。ふつうのタイプの蓄圧器としては、ブラダー型蓄圧器、ピストン型蓄圧器、ノンセパレーター（流体の上方に空気を通す）、及び重量負荷型蓄圧器がある。

波拡散装置も、さまざまな設定で非圧縮系の圧力波の伝達に影響を及ぼす。このような拡散装置の機能は、圧力波の進行を妨げ、一様な波面及びその結果として得られる効果の完全性を破壊するためにそれだけ多くの方向に波のエネルギーを分配することである。波拡散装置は、波面の衝撃から指定された領域を保護するために使用することができる。

現在、高血圧症を治療する最も一般的な方法は、薬物療法である。これらの薬物は、経口薬（全身性（systemic））及び血流に直接送達される薬物を含む。これらの薬物は、副作用、有効性の不足、及び高死亡率を伴うことがある。経口薬は、典型的には、症状を即座に緩和することはできず、また口内乾燥及び便秘等の副作用を伴う。血流に直接送達される薬物は、多くの場合、臨床的に適切な時間に治療薬を導入するため連続的または間欠的カテーテル挿入を実行する必要がある。

前記の説明の観点から、これらの疾患と闘う多くの試みがなされてきた。これらの試みには、調合薬、メディテーションとリラクセーション、及び神経刺激が含まれていた。しかし、これらの従来技術のアプローチでは、例えば血管系内の動的コンプライアンスの低下を対処せず、その結果、血圧の上昇及び関連する心臓血管疾患がもたらされる。
米国特許第５，１４４，７０８号明細書 米国特許第５，４７９，９４５号明細書 米国特許第５，２４８，２７５号明細書 米国特許第５，８３０，７８０号明細書 米国特許第６，１１３，６２４号明細書 国際公開第９９／０２４１０６号パンフレット 米国特許第４，４０５，４８６号明細書 米国特許第５，９９２，７００号明細書 米国特許第５，５８８，５５６号明細書 BENJAMIN WYLIE ET AL., FLUID TRANSIENTS IN SYSTEMS §§ 6, 10, 11, 13 (1993) F. Rodriguez, Principles of Polymer Systems, Chapter 12 (McGraw Hill 1970) Louis Rey, Aspects Theoriques Et Industriels De La Lyophilization (1964)

本発明のさまざまな態様により、心臓血管疾患、特に高血圧症の患者を治療するデバイス及び方法が実現される。

一態様では、高血圧症及び他の心臓血管疾患を治療するためのデバイスが実現される。このデバイスは、ピーク圧力を和らげるか、または弱めることができる圧力減衰器を備える。圧力減衰器として動作するこのようなデバイスは、収縮期血圧を下げるために使用できる。このため、降圧薬の必要性が減じるか、または降圧薬を不要にできる。

本発明の他の態様によれば、改変された血管コンプライアンスを治療するデバイスが実現され、約１ｃｃから約４００ｃｃまでの範囲内で体積が膨張する減衰デバイスを備える。更に、送達システムを通して減衰デバイスの充填を行えるようにする弁も備えることができる。

他の態様では、埋め込み可能な血圧調節装置が実現される。血圧調節装置は、少なくとも１つの接続ゾーンと１つの減衰ゾーンを備える。接続ゾーンは、血管等の身体導管に接続するのに適している。減衰ゾーンは、生理学的血圧スパイクに応答して第１の状態から第２の状態に移動可能である。第１の状態から第２の状態に移動することで、身体導管内の圧力のレベルが下がる。

他の態様では、患者を治療する方法が提供される。この方法は、体積可変構造を備えることと、患者の血管と圧力により連絡する体積可変構造を配置することとを含む。この構造の体積は、血管内の圧力スパイクに応答して第１の体積から第２の体積へと縮小し、圧力スパイクの大きさを下げる。

他の態様では、患者を治療する方法が提供される。この方法は、第１及び第２の端部を有する導管とそれらの間に配置された減衰ゾーンを備える。減衰ゾーンは、血管中の圧力スパイクに応答して第１の体積から第２の体積に膨張するように構成される。導管の第１及び第２の端部の少なくとも一方は、患者の血管に結合される。

本発明の更なる特徴及び利点は、添付図面及び請求項と共に考察された場合に、以下の好ましい実施形態の詳細な説明に鑑みて当業者に明白なものとなるであろう。

本発明の実施形態は、体内臓器にある相対的に非圧縮性の物質中の過渡圧力及び／または循環圧力波を測定し、及び／または減衰させ、及び／または妨げるための方法及び装置を対象とする。本明細書で説明されている本発明の例示的ないくつかの実施形態は、一般に、心臓血管医療、うっ血性心不全、及び高血圧症の分野に関するものである。これらの分野において使用されるいくつかの実施形態は、以下で、例えば、図１７Ａ〜図１７Ｆ、図２９Ａ〜図２９Ｎ、及び図５０Ａ〜図５１Ｂに関して説明される。しかし、当業者であれば容易に理解するように、また以下で説明されているように、本発明は、心臓血管医療、うっ血性心不全、または高血圧症の分野に限定されず、本発明の実施形態の装置は、体内の他の内腔及び臓器においても、過渡圧力を減衰し、及び／または妨げるか、または臓器内空間を可逆的に占有するために使用されうる。例えば、以下のさまざまな態様において説明されているように、そのような技術は、更に、泌尿器学または婦人科学の分野において、例えば、膀胱内圧の急激な変動により悪化する尿路疾患の治療に応用することができる。

上述のように、本発明のいくつかの実施形態は、心臓血管系内の圧力を弱めるか、または調整するために配備できる。心臓血管系は、心臓と血管系からなる。血管系は、動脈と静脈を含む血管組織網を備える。動脈は、一般に、酸素を豊富に含んだ血液を心臓から遠くへ搬送し、総称して動脈系とも呼ばれる。静脈は、一般に、酸素が少ない血液を心臓に戻し、総称して静脈系とも呼ばれる。心臓は、血液を動脈系内に送り込むポンプとして機能する。心臓は、心拍毎に血液を送り出す。心拍は、収縮期、つまり、心臓が収縮する期間と拡張期、つまり心臓が弛緩する時期の２つの相を有するものとして説明することができる。左心室は、収縮期に血液を駆出し、拡張期に血液で満たす。左心室は、血液を、血液を運ぶ導管として機能する数ある動脈のうちの最大のものである大動脈内に駆出する。大動脈は、次いで、血流のための導管として更に使用される動脈枝を生じる。

血液が心臓から駆出されると、圧力波が大動脈内に生じる。この圧力波のピークは、収縮期血圧と呼ばれる。心臓が弛緩するときに、一方向弁（大動脈弁）が、大動脈内の血液が心臓に勢いよく戻るのを防ぐ。心拍サイクル中に大動脈内で到達する最低血圧は、拡張期血圧と呼ばれる。収縮期血圧と拡張期血圧との差は、脈圧と呼ばれる。当然のことながら、これらの圧力には正常範囲がある。これらの正常範囲より高い収縮期及び／または拡張期血圧の上昇は、高血圧症と呼ばれる。

高血圧症は、心臓血管疾患及び脳卒中を伴う共通の問題である。高血圧症の原因は多くあるが、原発性（すなわち本態性（essential））高血圧が、症例の約９５％に関与している。収縮期血圧は、高血圧患者に圧倒的に多い問題となっている。収縮期血圧の決定因子は、血流、動脈コンプライアンス、及び動脈波伝搬である。老化が進んだ結果として、動脈コンプライアンスの低下を引き起こし、その後収縮期高血圧症を引き起こす。以下で更に説明されるように、圧力減衰器を使用して、患者の血管系内のピーク圧力を下げることも可能である。例えば、高収縮期血圧を変調するために圧力減衰器として機能しうる医療デバイスのさまざまな実施形態について以下で説明する。これらのデバイスは、降圧薬の必要量を減らすか、または降圧薬を使用する必要性をなくすことができる。

高血圧症に関する５つの事項
・ 高血圧症は、１４０単位を超える収縮期血圧、または９０単位を超える拡張期血圧として定義することができ、アメリカ人の中ではよくある問題である。図１Ａは、この問題がおおよそ６５００万人の成人アメリカ人に影響を及ぼしていることを例示している。
・ 図１Ｂに例示されているように、高血圧症は、年齢と共に頻度が高まる。
・ 高血圧症は、患者にとってよくないものである。高血圧症は、心臓血管（ＣＶ：cardiovascular）疾病の第一危険因子であり、血圧（ＢＰ：blood pressure）減少は、心イベント及び脳卒中の危険性を下げる。ＢＰとＣＶとの関係は連続的であり、他の危険因子とは無関係である。
・ 高血圧症は、完全に治療されることはない。高血圧を患っている人々のうち３０％は、自分がそうであることに気づいておらず、３４％は、薬物治療中であってそれを制御しており、２５％は、薬物治療中であるが、高いＢＰを制御下に置いておらず、１１％は、薬物治療中でないと推測されている。
・ 高収縮期ＢＰは、高血圧に圧倒的に多い問題となっている。特発性高血圧症は、高血圧症の患者の９０％から９５％を占めると推定されている。

従来、高血圧症の重症度は、主に、最良危険予測因子と考えられた拡張期血圧（ＤＢＰ：diastolic blood pressure）に基づいて分類された。図１Ｄは、ＤＢＰと収縮期血圧（ＳＢＰ：systolic blood pressure）との間の関係を例示している。しかし、大規模断面調査から、高血圧症の人々の末端器官障害は、ＤＢＰよりもＳＢＰにより強く関連していることがわかり、また最近の予測疫学研究では、心臓血管系死亡率及び原因を問わない死亡率を予測するうえでＤＢＰに比べてよい予後指針としてＳＢＰに注目している。実際、ＤＢＰは、年をとると共に減少する。従って、孤立性収縮期高血圧（ＩＳＨ：isolated systolic hypertension）は、６０歳を超える人々の高血圧症の主たる形態となっている。ＳＢＰの相対的上昇とＤＢＰの下降の結果、脈圧（ＰＰ：pulse pressure）が広がる（ＰＰ＝ＳＢＰ−ＤＢＰ）。最近のデータによれば、ＰＰの重要性が、５０歳を超える人々の独立ＣＶ危険因子として強調されている。ＩＳＨの患者の結果試行のメタ分析において、治療の利点は、圧倒的にＤＢＰではなくＳＢＰの低減によるものであった。更に、臨床試験及び疫学研究から、ＳＢＰの制御は、ＤＢＰの制御に比べて達成しにくいことがわかった。

ＳＢＰ及びＰＰの決定
ＳＢＰのレベルは、３つの主要因子：１）左心室駆出の特性（１回の拍出量：stroke volume）、２）大動脈の緩衝（緩和またはコンプライアンス：dampening or compliance）機能（動脈壁の硬化の逆）、及び３）動脈樹の伝搬及び反射特性（つまり、波反射の強度と入射及び反射圧力波のタイミング）の相互作用の結果である。

大動脈の主要な役割は、離散血液量の循環ＬＶ（left ventricle）駆出から結果として生じる圧力振動を弱めることであり、これは、高拍動流及び圧力を周辺組織及び臓器中の連続性の高い流れのパターンに変換する。収縮期には、１回拍出量の約４０％から５０％が、直接周辺組織に送られるが、残りは、膨張した大動脈及び中心動脈内に蓄積される。心臓により発生するエネルギーの約１０％は、動脈の膨張のため迂回され壁に「蓄積」される。拡張期には、蓄積されたエネルギーの大半は、大動脈の反跳を引き起こし、蓄積された血液を絞るようにして前進させ周辺組織に送り込み、これにより、都合よく周辺組織への流れがより連続的になる。弱める機能が効率的であるために、動脈膨張及び反跳に必要なエネルギーは、可能な限り低くなければならない。つまり、与えられた１回拍出量について、ＳＢＰ及びＰＰはできる限り低くなければならない。図１Ｅを参照のこと。

膨張圧力と対応する体積変化との間の関係は、膨張性（またはコンプライアンス）または硬さ（またはエラスタンス）に関して説明される。硬さは、血管系の体積の所定の変化に対する変化経壁圧として測定され、ｄＰ／ｄＶとして表される（すなわちエラスタンス（elastance）、但しエラスタンスは、圧力体積曲線上の指定された点における圧力体積関係の勾配を表す）。圧力体積関係は、非線形であり、ＢＰが高いほど、膨張性が小さくなり、硬さが徐々に大きくなる。つまり、血管が膨張すると、体積変化がより大きな圧力変化をもたらすということである。図１Ｆは、動脈等の生物組織に対するコンプライアンス曲線を例示している。低い圧力及び小さな体積では、コンプライアンス（接線の勾配）は、高い圧力及び大きな体積の場合よりもかなり大きい。所定の圧力変化に対する体積変化は、コンプライアンスが高いほど大きい。図１Ｆを参照のこと。

臨床診療における動脈壁の硬化の信頼できる評価は、所定の大動脈にそった脈波伝搬速度（ＰＷＶ：pulse wave velocity）の測定結果に基づく。ＰＷＶは、膨張性に逆比例し、動脈壁硬化に正比例する。緩衝機能は、動脈壁の硬化（膨張性の減少（decreased distensibility））により変わり、主な帰結としてＳＢＰの増大とＤＢＰの減少でＰＰが高くなる。図１Ｇを参照のこと。

動脈硬化は、直接的及び間接的に機構としてＳＢＰ及びＰＰに影響を及ぼす。直接的機構は、左心室によるより高い収縮期圧波の発生を伴い、減少した拡張期反跳と低減された拡張期血圧で固くなった動脈系内に血液を駆出する。間接的機構は、ＰＷＶと入射及び反射圧力波のタイミングとに対する動脈硬化の増大の影響を介して機能する。入射及び反射圧力波の相互作用は、動脈樹上の任意の点において測定された脈圧波の最終振幅及び形状の決定因子である。動脈硬化が進み、ＰＷＶが大きくなると、反射波は、通常、拡張早期ではなく収縮後期において早期に中心動脈に戻る傾向を有する。結果は、収縮期における大動脈及び左心室圧の増大であり、拡張期に大動脈圧が下がる。早期波反射が有利に働くようにすることにより、動脈硬化は、左心室肥大の発生及び心内膜下血流の低下に寄与する。

動脈硬化は、主に、老化の場合に観察され、加齢に伴うＳＢＰの増大に関わっている。動脈硬化は、高齢者、中年者の持続する収縮期−拡張期高血圧症、２型糖尿病の患者、及び末期腎不全（ＥＳＲＤ：end-stage renal disease）の患者の孤立性収縮期高血圧症において増大する。動脈硬化及び増大する波反射（増加指標：augmentation index）は、本態性高血圧の患者、高齢者、糖尿病患者、及びＥＳＲＤ患者の原因を問わない、及びＣＶの死亡率の独立予測因子である。一技術では、増大指標は、脈圧で割った早期圧力ピークと後期圧力ピークとの差として測定される。

ＳＢＰ及びＰＰを低減する病態生理学的アプローチ
若年または中年の個人の高血圧症の薬物治療は、通常、ＳＢＰ及びＤＢＰにほぼ比例する減少をもたらす。しかし、孤立性収縮期高血圧症の場合、治療目標は、無変化の拡張期ＢＰを維持しながら収縮期ＢＰの優先的な減少を得ることである。しかし、範囲の広い母集団では、高血圧症の薬物治療の結果として、ＳＢＰに比べて頻繁にＤＢＰの適切な制御を行える。更に、高血圧症の薬物治療に対する患者ノンコンプライアンスは、大半の高血圧患者の症状が欠落しているため高いままである。全体として、高血圧症の患者の７０％超は、その高い血圧に関して適切な治療を受けておらず、従って、進行性の心臓及び腎臓疾患及び脳卒中発生の危険性の著しい増大に直面すると推定される。

増大するＳＢＰに関連する異なる機構を考えると、合理的治療方法であれば、血管、例えば動脈硬化及び波反射と共に全体的ＢＰを低減する。動脈系内の、または動脈系の近くにある圧力減衰器は、まさしくそのことを行うことができる。

圧力の減衰が有利に作用しうる他の環境は、膀胱及び関係する身体構造である。特に、本発明のいくつかの実施形態は、尿路で生じる圧力スパイクを含む過渡膀胱内圧を弱めるために使用できる。高頻度の過渡圧力事象が生じているときに、膀胱は、骨盤骨格構造、膀胱の境界となる収縮組織の圧縮荷重、または膀胱の筋肉組織、神経、または結合組織のコンプライアンスの減少を含む多くの因子により比較的ノンコンプライアンスな環境となる。膀胱の低減されたコンプライアンスに関わる因子は、加齢、解剖学的異常、または骨盤及び腹部の構造に対する外傷である。

尿は、主に水からなり、ヒトの膀胱内に存在する典型的な圧力範囲では事実上非圧縮性である。膀胱の正常排尿に対する最大尿道内圧と膀胱内圧との関係は、明確に定められている。図１を参照すると、尿道の弛緩は、正常排尿時に排尿筋が収縮して膀胱内圧３２０が尿道内圧３２２を超える前に生じる。

膀胱は、１）低圧貯蔵、及び２）高圧排尿の２つの機械的機能を備える。貯蔵または充満期に、膀胱は腎臓から尿の流入を受ける。膀胱のコンプライアンスは、体積の変化と圧力の変化との比として定義され、膀胱の静的コンプライアンスは、典型的な尿流動態評価の際に測定される。静的コンプライアンス指標は、膀胱内圧測定容量になるまで膀胱を満たし、約６０秒の間に圧力が釣り合うようにすることにより測定される。静的コンプライアンス指標は、充満の終わりに膀胱容量を排尿筋圧により除算することにより計算される。正常な膀胱は、典型的には、１５〜３０ｍｌ／ｃｍ Ｈ_２Ｏまでの静的コンプライアンスを示す。低静的コンプライアンスの膀胱は、典型的には、１０ｍｌ／ｃｍ Ｈ_２Ｏ未満のコンプライアンス指標を有する。ノンコンプライアンス膀胱に対する異なる圧力を例示する図２を参照すると、低静的コンプライアンスの膀胱は、典型的には、膨張性が劣り、高い最終充満圧力を有する。膀胱内圧３２０は、最大尿道内圧３２４を超える高いレベルにまで増大しなければならない。膀胱の定常状態コンプライアンスは、下位運動ニューロン、上位運動ニューロンの損傷、または多発性硬化症等の自然療法問題をかかえる患者を診断するために使用される。それに加えて、膀胱の定常状態コンプライアンスは、更に、場合によっては、切迫尿失禁、頻発尿失禁、及び膀胱炎を含む失禁の問題を診断しようと試みる場合に使用される。

一般に、膀胱内圧スパイクは、重力、筋肉活動、または急激な加速に対する応答としての体積組織変位から結果として生じる。高頻度の事象に関する膀胱と膀胱に入っている尿のコンプライアンスの欠如の結果として、より高い頻度の圧力波の流体圧力減衰が最小になり、また結果として、膀胱頸部及び尿道に直接伝達される膀胱内圧が高くなり、これは、排尿筋収縮を引き起こす場合も引き起こさない場合もある。これらの条件の下で、尿道は、体積圧力除去機構として作用し、比例する体積の流体を膀胱から逃し、膀胱内圧を許容レベルまで下げることができる。尿道は、最大尿道内圧値を有し、膀胱内圧が最大尿道内圧を超えたときに、流体が膀胱から漏出する。これらの条件の下で、膀胱及び／または膀胱頸部及び／または三角部内の神経受容体は、マトリキュレーション（頻発）に至るか、またはマトリキュレーション（切迫：frequency）なしで弱まるか、または最大尿道内圧を超える膀胱内圧に至り、その結果流体が膀胱から漏出する可能性がある（失禁：ncontinence）。これらの条件の下で、膀胱壁に当たり、及び／または膀胱壁を拡大する波は、膀胱炎の患者に著しい痛みを感じさせる可能性がある。

失禁は、前立腺全摘出術を受けた男性にはよくあることであり、特に、括約筋が損なわれた場合にそうなる。こうした患者では、膀胱内の減衰は、膀胱内ピーク圧力を下げ、その結果、尿漏出を低減する。これらの患者における減衰要件は、尿括約筋に対する損傷の大きさに応じて、短時間圧力変化−−例えば５０ｍｓから４００ｍｓ等−−及び長時間圧力変化−−例えば、５００ｍｓを超える時間等−−を含むことができる。

本出願の発明者は、頻発尿失禁、切迫尿失禁、緊張性尿失禁、急迫性尿失禁、及び膀胱炎等の尿路疾患の問題を抱えている大多数の患者について、膀胱機能障害の原因及び／または寄与因子は、定常状態膀胱コンプライアンスではなく全体的動的膀胱コンプライアンスの減少であることを認知した。これらの患者は、定常状態条件においてコンプライアンス性を有する膀胱を持つことが多いが、短い持続時間、例えば、５秒未満、または場合によっては、２秒未満、または更には、０．５秒未満である外部圧力事象に曝されたときに非動的コンプライアンス性を持つようになった。膀胱の動的コンプライアンスの減少は、多くの場合、加齢、使用、膨張、分娩、及び外傷を含む定常状態コンプライアンスの減少と同じ条件のうちのいくつかにより引き起こされる。会話しているとき、歩いているとき、笑っているとき、座っているとき、移動しているとき、回っているとき、転がっているときに、隔膜、胃、及び子宮（女性の場合）に関する膀胱の解剖学的構造により、外部圧力が膀胱に対し加えられる。

膀胱内の動的コンプライアンスが欠如していることで緊張性尿失禁を患っている患者に対する膀胱内圧３２０と最大尿道内圧３２４との関係は、図３に例示されている。患者が咳をしたとき（または他の何らかのストレス事象が発生したとき）に、膀胱がその頻度範囲において十分な動的コンプライアンスを持たない場合、スパイク３２６が膀胱内圧に生じる。咳、ジャンプ、笑い、またはくしゃみのときに、１２０ｃｍ Ｈ_２Ｏを超える膀胱内圧スパイクが尿流動態的に記録されている。膀胱内圧が最大尿道内圧値を超えると、漏出が生じる。膀胱内圧スパイクの発生時に尿を保持するためには、排尿自制する個人の尿貯留抵抗が圧力スパイクを超えていなければならない。尿貯留抵抗は、尿道、膀胱頸部、及び尿道口の流出抵抗の寄与分の総和として簡略化できる。女性患者の場合、最大の抵抗成分は、尿道において生じると一般的に信じられている。尿抵抗の尺度の１つは、尿道内漏出圧力の尿流動態の測定である。失禁する個人は、典型的には、８０ｃｍ Ｈ_２Ｏよりも小さい尿道内漏出圧力を有する。適切な尿貯留抵抗の減少は、これまで骨盤領域における血流減少、組織弾性低下、神経疾患、尿道筋緊張の悪化、及び組織損傷を含む多くの要因のせいにされてきた。

実際、尿漏出圧は、知られている量の流体を膀胱に満たし、患者が「いきみ」（バルサルバ）中である間に尿道から目に見える漏れがあるときに膀胱内圧及び腹圧を測定することにより決定される。膀胱内に減衰デバイスを置いた状態で、測定された膀胱内尿漏出圧は、典型的には、減衰デバイスによる一部の腹部エネルギーの吸着のせいで増大する。この場合、患者は、同じ膀胱内圧にするのにより強く押す必要がある。腹筋及び尿道周辺の筋肉は両方とも、バルサルバ法を実施する際に同時に収縮するため、測定された膀胱内尿漏出圧及び尿道抵抗は、減衰デバイスが膀胱内にあるときに増大する。

切迫、頻発、過活動膀胱として他の形で知られているもの、間質性膀胱炎等の尿疾患は、膀胱内の急速な圧力上昇または急速な体積増大または膀胱内の他の過敏性条件により運動ニューロンが信号を脳に送り、排尿に必要な事象のカスケードを開始するようにする。外部圧力が膀胱に加えられると、その結果、排尿筋収縮が生じ、その結果、切迫尿失禁、頻発尿失禁、または失禁が生じうる。図４Ａ（咳誘発切迫／頻発）と図４Ｂ（非咳誘発切迫／頻発）を参照のこと。図４Ａを参照すると、咳事象３２８は、大きな膀胱内圧３２０を誘発し、その結果、排尿筋圧３３０が増大する。排尿筋圧３３０の増大は、一般に、切迫尿失禁、頻発尿失禁、または失禁の増大を伴うものである。間質性膀胱炎または神経性膀胱疾病等の尿疾患は、膀胱壁の慢性炎症性疾患であり、痛みに加えて切迫及び／または頻発の症状を含む。従って、機能的ノンコンプライアンス膀胱内の圧力スパイクの問題は、更に、膀胱のほぼ同時の収縮及び尿道の弛緩により悪化しうる。

本発明のいくつかの実施形態では、膀胱の動的コンプライアンスを測定し報告するための方法及びデバイスを実現する。動的コンプライアンスを決定する一方法は、膀胱内圧を素早く測定する場合に一定体積の流体を膀胱内に急速注入することを含む。この体積は、５０ｃｃよりも大きく、好ましくは１００ｃｃよりも大きく、より好ましくは２００ｃｃよりも大きい。注入速度は、１０秒未満、好ましくは５秒未満、より好ましくは２秒未満となる。本発明の一実施形態は、膀胱内に置かれた２内腔カテーテルを備え、コンプライアンス性を有するバルーンは、カテーテルの１つ内腔を通して生理食塩水が注入される等、ノンコンプライアンスな材料で急速に満たされる。その結果得られる膀胱内圧は、カテーテルの他の内腔から測定される。この注入には、注射器、機械的補助注射器、またはポンプを使用できる。

追加の実施形態では、膀胱の低下した動的コンプライアンスを処理し、及び／または補償するための方法及びデバイスを実現する。一実施形態では、圧縮可能要素を有するデバイスは、圧縮可能要素を蓄圧器または減衰器として機能させ過渡圧力事象を減衰させるような形で、ヒトの膀胱内に配置される。蓄圧器という用語は、一般に、圧力、力、またはエネルギーを、前記圧力、力、またはエネルギーを所定の場所から吸収し及び／またはシフトさせることにより前記所定の場所において減衰するデバイスを指す。減衰器という用語は、一般に、圧力、力、またはエネルギーを、前記圧力、力、またはエネルギーを放散するまたは弱めることにより減衰するデバイスを指す。大気、二酸化炭素、及び窒素等のガスは、ヒトの膀胱内で典型的に生じる圧力範囲において非常に圧縮性が高く、これらのガスは、膀胱内に挿入された減衰デバイスで使用されうる。更に、尿を取り込んでいる組織と比較した場合、これらのガスは、直接の環境と比べてコンプライアンス性が著しく高い。比例して小さい体積の圧縮されていないガスを加えることで、尿路の固有の流体回路と直列に低率バネとして作用する。圧力の過渡的変化を制御するための蓄圧器及び方法の根幹である基本的な科学的原理に関する更なる情報は、非特許文献１に記載されており、これらの節は全体が、参照により本明細書に組み込まれ、本明細書の一部となる。

蓄圧器は、圧力が所定の値を超えないように、または低い圧力になるのを防ぐように設計することができる。蓄圧器は、急速な過渡事象から保護し、更にはシステム内の長期サージから保護するように設計することができる。蓄圧器の一実施例は、システム液で部分的に満たされ、空気もしくはガスを上部に入れた閉鎖容器である。ガスは、液体と接触することができ、その場合、空気圧縮機、つまりガス供給が、空気もしくはガスの適正量を維持するために使用されるか、またはガスは、柔軟膜またはピストンにより液体から分離されうる。蓄圧器は、一般に、局所的システム圧力で動作する。図４５に例示されている実施形態を参照すると、蓄圧器３００の弁３０２がいきなり閉じられた場合、流れ３０４は、空気室３０６内に入り、空気は圧縮され、主パイプライン３０８への流れは、圧力が高まるにつれ徐々に減少し、これは室３０６、主パイプライン３０８、他の下流の配管機器内のピーク圧力を低減する手段を形成することなる。

図４６に示されている一実施形態では、単一の蓄圧器３００は、所定の時点においてその体積全体について同じ圧力を有するものと仮定される。ここで、血管３１２内の液体３１０の圧縮性は、空気の圧縮性に比べて無視できるくらい小さいと考えられる。慣性及び摩擦は無視できると仮定すると、ガス３１４は、可逆のポリトロープ関係ＨΛＶｎ＝ＣΛに従うものと仮定されるが、但し、ＨΛはゲージ圧プラス大気圧ヘッドに等しい絶対圧力ヘッドであり、Ｖｎはガス体積３１６であり、ｎはポリトロープ指数であり、ＣΛは定数である。指数ｎは、血管３１２内のガス３１４が従う熱力学的過程に依存する。理想気体が仮定される場合、一方の極限では、この過程は等温過程で、ｎ＝１であり、または他方の極限では、等エントロピー過程で、この場合は、空気についてはｎ＝１．４である。前述の値、更には類似の、または関係する値の計算は、前記の説明を考慮することで当業者により決定されうることに留意されたい。

他の実施形態では、空気の封じ込められた体積の圧縮は、身体の比較的無限のヒートシンク内に放散される熱を発生する。圧縮された空気により吸収されるエネルギーのバランスは、周辺組織がその初期位置に戻るにつれ、ガスを膨張させるときに異なる、低い頻度で流体回路内に単に戻される。適切な局所的コンプライアンスを加えると、過渡膀胱内圧スパイクを患者の漏出圧力よりも低いレベルにまで効果的に減衰することができ、そこで、尿の体積変位を使用して緩和の必要性をなくし、及び／または膀胱収縮を引き起こす脳への信号の刺激を妨げる。

本発明の一態様によれば、減衰デバイスが、ヒトの膀胱内に配置される。減衰デバイスは、膀胱内への繋留を解放することが意図されており、また数時間から１年まで、１週間から６ヶ月まで、または１ヶ月から３ヶ月までの間、膀胱内に留まることが意図されている。減衰デバイスは、１ｃｃから５００ｃｃまで、より好ましくは１ｃｃから１００ｃｃまで、更に好ましくは３ｃｃから２５ｃｃまでの弛緩（未延伸状態：unstretched）体積を有する小さな弾性エアセルである。減衰デバイスは、一体化コンポーネントであるが、２つまたはそれ以上の部分コンポーネントで構成することもできる。減衰デバイスは、０．２５インチから０．０００１インチまで、より好ましくは０．０００５インチから０．００５インチまでの実質的に一様な壁の厚さを有するが、大幅に異なるように、また更に意図された機能を実行するように設計することも可能である。上述の実施形態では、膀胱内で浮動状態にあるエアセルを有する減衰デバイスについて説明されている。本発明の他の実施形態では、エアセルまたは類似の減衰デバイスは、縫合糸、ステープル、及び他の許容される方法を使用して外科的に膀胱壁に装着されるか、または膀胱壁内の粘膜下もしくは筋肉内に配置されうる。他の実施形態は、更に、バラスティング、特定の膨張／収縮溶液、代替え構造材料を使用することにより、または他の手段により浮力がプログラム可能、可変、及び調節可能である減衰デバイスを備えることもできる。

図５及び図５Ａを参照すると、膨張可能な容器６８等の上に移動可能な壁を備える減衰デバイス６６の一実施形態が例示されている。膨張可能容器６８は、一般に円形のプロファイルを持つように例示されているが、他のプロファイルも、本発明に従って利用することができる。膨張可能容器６８の直径は、単一の減衰デバイスのみの実装を伴う本発明の出願では約０．２５インチから約６インチまでの範囲内で変化させることができる。膨張可能容器６８の多くの実施形態は、約１インチから約３インチまでの範囲内の直径を有し、全体積は上述の範囲内にある。一般に、膨張可能容器６８の特定の寸法及び構成は、所望の体積及び所望の動的圧縮範囲を有する減衰デバイスを形成するように選択され、本明細書の開示に基づいて当業者には明らかなように球状から比較的平坦な形状まで変えることができる。いくつかの実施形態では、２つまたは３つまたはそれ以上の目立たない膨張可能容器６８が使用される。複数の容器の体積の総和は、所望の非圧縮変位に等しくなる。

図５及び図５Ａに例示されている膨張可能容器６８は、減衰デバイス６６の圧縮可能内容物を外部環境から隔離するための柔軟な壁７０を備える。柔軟な壁７０は、継ぎ目７８等により１つに接着される第１のコンポーネント７４と第２のコンポーネント７６を備える。例示されている実施形態では、第１のコンポーネント７４及び第２のコンポーネント７６は、本質的に同一であり、従って、継ぎ目７８は、膨張可能容器６８の外周上に形成される。継ぎ目７８は、ヒートシール接着、接着剤による接着、溶剤接着、ＲＦもしくはレーザー溶接、または当業で知られている他の手段等の医療デバイス接着技術において知られているさまざまな方法のどれかにより形成することができる。

接着された第１のコンポーネント７４及び第２のコンポーネント７６により形成された柔軟な壁７０は、内部空洞７２を定める。本明細書の別のところで説明されているように、内部空洞７２は、好ましくは、ガス、またはフォーム等の圧縮可能媒質を含む。厳格な圧縮以外の機構を通じて体積を縮小することができる他の媒質または構造も使用することができる。例えば、膀胱内に生じる温度及び圧力範囲の下で第１のより大きな体積の相から第２のより小さな体積の相への相変化を受けることができる材料も使用することができる。

減衰デバイス６６を送達するときに外傷を最小限に抑えるために、減衰デバイスは、好ましくは、第１の縮小断面形状から第２の拡大断面形状に膨張可能である。従って、減衰デバイス６６は、その第１の形状において膀胱内に経尿道的に配備され、圧力減衰機能を実行するために膀胱内にいったん配置された後にその第２の形状に拡大されうる。好ましくは、第１の形状のときの減衰デバイス６６の交差プロファイルまたは最大断面形状は、約２４フレンチ（８ｍｍ）以下、好ましくは約１８フレンチ（６ｍｍ）以下である。これは、例えば、内部空洞７２の排出が行われている間に、収縮した膨張可能容器６８を縦軸の回りに転がすことにより遂行できる。

膀胱内にいったん配置された後、内部空洞７２は、圧縮可能媒質で満たされ、機能的減衰デバイス６６を形成する。本発明の発明者は、例えば、空気を充填され折り畳まれた減衰デバイス６６の場合等に、一般にそれぞれ約１．５気圧及び５０ｍｌ未満、いくつかの実施形態では、それぞれ０．５気圧及び２５ｍｌ未満の充填圧力及び体積を考察する。一般に、充填圧力及び体積は、好ましくは、圧力スパイクが存在しない場合に減衰デバイス６６を膨張したまま保持するのに必要なだけである。減衰デバイス６６内の過剰な圧力及び体積は、減衰デバイス６６の動的範囲を短縮し、それにより、感度を弱めて圧力スパイクを減衰させることができる。減衰が生じうるような正味の力を発生するために減衰デバイスの構造が負圧のバランスをとるのに十分なものである場合に１気圧未満の圧力、または更には真空を利用することができる。これは、例えば、減衰デバイス６６が、放射状外向き方向のバイアスをかける、自己膨張可能支持構造（例えば、ニチノール製ワイヤフレーム）を備える一実施形態において達成されうる。

減衰デバイスの材料の弾力性、及び膨張媒質の圧力と体積は、好ましくは、減衰デバイスが圧力の増大に対応でき、その一方で排尿に対し臨床的に有害な影響を有しない、十分に高速な圧縮サイクル時間を生成するように整合している。例えば、減衰デバイスの圧縮サイクルは、好ましくは、排尿筋圧力が増大すると共に十分に短い期間内に底を打つか、または最大に達し、排尿に対する有害な臨床効果が最小限に抑えられるか、または防止される。

膀胱内に減衰デバイス６６を配置するのに続いて内部空洞７２を満たしやすくするために、膨張可能容器６８は、好ましくは、弁８０を備える。例示されている実施形態では、弁８０は、継ぎ目７８上に配置され、継ぎ目７８を形成するために使用されるのと同じ接着技術により適所に保持されうる。弁８０は、減衰デバイス６６が自己膨張可能である一実施形態では省くことができる。

弁８０は、一般に、中を通る充填管を受け入れるための開口８２を備える。開口８２は、流路８３を使用して内部空洞７２と流体により連絡する。図５及び図７Ｃを参照のこと。一方向の流れが流路８３を通ることができるように少なくとも１つの閉鎖部材８４が備えられる。このようにして、送達システム及び充填デバイスは、閉鎖部材８４を変位し、圧縮可能媒質を内部空洞７２内に導入するために使用できる。充填デバイスを取り外した後、閉鎖部材８４は、圧縮可能媒質が流路８３を通り内部空洞７２から漏出するのを防止または抑制する。

従って、閉鎖部材８４は、好ましくは、流路８３を通る流出流を遮る第１の配向と流路８３を通る流入流を許す第２の位置との間で移動可能である。好ましくは、閉鎖部材８４は、第１の方向にバイアスされる。従って、充填管を使用する等して閉鎖部材８４を第２の位置に機械的に移動するか、または閉鎖バイアスを克服できる十分な圧力を流路８３内の圧縮可能媒質に加えることで閉鎖部材８４を第２の位置に移動することにより順方向の流れをもたらすことができる。いくつかの特定の弁構造は、以下で図８Ａ及び図８Ｂに関して説明される。しかし、さまざまな弁設計のどれも、本出願の開示に照らして当業者には明らかであろうが、本発明の減衰デバイス６６において使用することができる。

一実施形態では、減衰デバイスは、２ ３／８インチの円を上面図に形成するように接着されて１つになった０．００１８インチの厚さのポリウレタンシートからなるエアセルからなる。一実施形態では、減衰デバイスは、ポリウレタンから作られ、大気圧よりも少し高い圧力及び５０ｍｌ未満の体積になるまで、または一般に大気圧よりも０．０１ｐｓｉから１ｐｓｉ高く、２５ｍｌ未満になるまで膨張することが意図されている。減衰デバイスの封止エッジ７８と一体とすることで、減衰デバイスの配置、膨張、及び解放で使用される口／弁８０を保持する。口／弁構造８０内に、堅い充填管（外径０．０５０インチ）５０の遠位端が配置される。使用される弁８０は、参照により本明細書に組み込まれている、特許文献１で説明されている弁のうちの１つとしてよい。他の実施形態では、減衰デバイスは、膨張させた後その場に、超音波、高周波、接着剤、または熱により封止することができ、この場合、弁は省くことができる。

生体適合潤滑物質は、導入器の内腔内に減衰デバイス／充填管を配置しやすくするために使用することができる。導入器の遠位先端は、減衰デバイスの外傷を最小限に抑えて尿道組織に送ることができるように修正されている。生体適合潤滑物質は、尿道内に減衰デバイスを挿入しやすくするために使用することができる。

一実施形態では、減衰デバイスは、生体適合コーティングまたは賦形剤を組み込み、膀胱壁及び粘膜への刺激を最小限に抑え、及び／または鉱物堆積物（かさぶた）の形成を阻害する。これらの物質を減衰デバイスの表面にコーティングするか、または減衰デバイスの壁内に組み込むことができる。

図６を参照すると、本発明による、例えば、膀胱等の治療部位に減衰デバイスを配備するための一送達システムが例示されている。一般に、送達システム４０は、第１の断面形状を縮小しながら減衰デバイス６６（図に示されていない）を経尿道的に膀胱内に送り込み、その後、減衰デバイスを膨張または拡大するか、または減衰デバイスを第２の埋め込み配向になるまで膨張させるように設計される。従って、送達システム４０の特定の形状及び機能は、大部分は減衰デバイス６６の特定の設計により決まる。従って、当業者には明らかなように、本明細書の開示を考慮すると、対応する減衰デバイスの構造に応じて、本明細書で開示されている特定の送達システムにさまざまな修正及び改造を加えることが望ましいと思われる。

送達システム４０は、近位端４４及び遠位端４６を有する細長い管状体４２を備える。管状体４２は、膀胱に経尿道的にアクセスできる寸法となっている。そのため、管状体４２は、好ましくは、約８ｍｍ以下、好ましくは、約４ｍｍ以下の外径を有する。管状体４２の長さは、配備時に尿道からの送達システム４０の望ましい近位伸長に応じて変えることができる。一般に、成人女性患者の場合には約１インチから約１０インチまで、成人男性患者の場合には約４インチから約３０インチまでの範囲内の管状体４２の軸方向の長さが、現在、考えられる。

管状体４２は、中を通って軸方向に伸びる少なくとも１つの中央内腔４８を備える。中央内腔４８は、減衰デバイス６６を充填するために、充填管５０を軸方向に滑るようにして受け入れる。充填管５０は、近位端５４及び遠位端５８を有する管状体５２を備える。膨張内腔６０は、管状体５２の長さ全体にわたって伸び、近位ハブ５６と流体で連絡している。ハブ５６は、膨張媒質の供給源に結合するための標準ルアーコネクタ等のコネクタを備える。

管状体５２は、近位ハブ５６が、医師がそのまま利用できるように、また減衰デバイス６６を配備し、充填する機能を実行できるように管状体４２の軸方向長よりも十分に長い軸方向長を有する。一実施形態では、外側管状鞘（図に示されていない）は、管状体４２の上にスライドできるように載せられ、また管状体５２から放射状に相隔てられ、中に転がる減衰デバイス６６を受け入れるための環状空洞を定める。この方法で、収縮した減衰デバイスは、管状体５２の遠位部分の回りを転がり、経尿道的に配置するときに環状鞘内で運ばれるようにできる。送達システム４０が、適切に配置された後、管状体５２に関して外側鞘を近位に引っ込めることで、収縮した減衰デバイス６６が露出する。膨張媒質の供給源は、近位ハブ５６に結合され、媒質は、中央内腔６０を通して遠位に導入され、減衰デバイス６６を膨張させる。減衰デバイス６６が膨張した後、送達システム４０は、管状体４２に関して充填管５０を引っ込めること等により、減衰デバイス６６から外される。管状体４２上の遠位ストッパー表面４７は、充填管５０が近位に引っ込められるときに減衰デバイス６６の近位への移動を妨げる。送達システム４０は、これ以降、患者から取り外され、膨張した減衰デバイス６６は膀胱内に残される。

図６Ａ及び図６Ｂを参照すると、送達システム４０の修正バージョンが例示されている。この実施形態では、制御装置６２は、近位伸長部６０により管状体５２に接続される。制御装置６２は、つまみまたはピストル形の握り等、さまざまな形態のものとしてよい。制御装置６２は、医師によって掴まれ、管状体４２内の充填管５０を軸方向に進めたり、または引っ込めたりするために使用されうる。近位ハブ５６は、分岐６１により管状体５２に接続される。当業者であれば理解するように、中央内腔６０は、分岐を通って伸び、近位ハブ５６に至る。近位伸長部６０は、閉塞管状要素または中身の詰まった要素を備えることができる。所定の体積の空気または他の媒質を充填した注射器等の膨張源６４は、近位ハブ５６に接続することができる。

患者が不快な思いをしないように、導入器は、尿道に容易に通せる適切なサイズのものである（直径約０．５ｍｍから４ｍｍ）。導入器の縦方向長さにそった挿入深さインジケータを使用して、視覚的なフィードバックが医師に送られる。導入器は、更に、所望の挿入深さを医師がプリセットできるようにした調節可能な深さストッパーを備えることもできる。送達システムが尿道内に所望の深さまで挿入された後、導入器は、固定位置に保たれ、充填管の遠位端に取り付けられている減衰デバイスは、膀胱の内腔内に伸びる。次いで、減衰デバイスは、取り付けられた注射器または類似のデバイスから、指示された体積のガスを充填される。図９〜図１１及び図１１Ａを参照のこと。適切に膨張した後、減衰デバイスは、充填管からの減衰デバイス弁の係合を外す対向する力として導入器の先端を使用して充填管から解放される。次いで、充填管は、導入器の内腔内に完全に引っ込められ、送達システム全体が、患者から撤去される。減衰デバイスは、臨床的に指示された期間の間、適所に残される。

本発明の一態様は、非常に柔軟な薄い壁のデバイスの送達に関する。減衰デバイスの送達は、典型的には、適当なサイズの導入器を介して、または場合によっては内視鏡または膀胱鏡のワーキングチャネルを通して、行われる。しかし、いくつかの場合には、減衰デバイスの柱状強度のせいで、そのようなチャネルに押し通すことが困難である場合がある。送達システムの要件としてはほかに、傷を付けないこと、組織損傷の脅威を与えないことが挙げられる。本発明は、このような問題に対処し、参照により全体が本明細書に組み込まれている、「DEVICES AND METHODS FOR BLADDER PRESSURE ATTENUATION」という表題の２０００年４月１４日に出願された米国仮出願第６０／１９７，０９５号、及び「DEVICES AND METHODS FOR ATTENUATION OF PRESSURE WAVES IN THE BODY」という表題の２０００年１１月２７日に出願された米国出願第０９／７２３，３０９号において開示されているような減衰デバイスの送達を行うための改善を提示する。

減衰デバイスは、通常、直径にそって折り畳まれ、これにより、例えば患者の膀胱内に経尿道的に挿入できるようにロープロファイルになる。この形状では、減衰デバイスのカラム強さは、座屈なしで挿入する力に耐えるには不十分である。減衰デバイスは、座屈を生じると、挿入できない。挿入後、減衰デバイスは、事前に装着された膨張管を介して膨張される。膨張させた後、膨張管は外され、減衰デバイスは解放される。例えば、本発明のさまざまな実施形態は、送達システムを経尿道的に患者の膀胱内に挿入するという例示的な状況において説明される。

図３４Ａ及び図３４Ｂに示されている一実施形態では、傷が付かないよう丸めた先端をその遠位端に備える内側有窓管状部材、及びスライドできるように取り付けられている外側同軸管状部材からなる減衰デバイス用の送達システムが実現される。丸められた先端は、内側管状部材の遠位端の適所に挿入される、その近位端は、本質的に、先へ送られたときに穿孔からの減衰デバイスの駆出を補助するように設計された「傾斜台（ramp）」を形成する。送達すべき減衰デバイスは、膨張管に取り付けられ、すでに説明されているように折り畳まれ、穿孔を通して内側鞘内に引き込まれる。穿孔内に置かれると、外側同軸管状部材は、スライドして前進し、穿孔を閉じることで、内側管内に膀胱を収める。

図３４Ａに例示されている実施形態を参照すると、送達システム３７０は、内側鞘３７２、スライド可能外側鞘３７４、内側鞘内の開口部３７６、及び傷を付けない先端３７８を備える。図３４Ｂに例示されている実施形態を参照すると、送達システム３７０は、逆方向にスライドする外側鞘３７４及び減衰デバイス３８０を備える。ここで、減衰デバイス３８０は、開口部３７６を通して露出される。送達システム３７０は、傷が付かない先端３７８に向けて送られる膨張管３８２を備え、これにより減衰デバイス３８０が駆出される。送達システム３７０内の湾曲した傾斜台３８４は、減衰デバイス３８０の駆出を補助する。

使用すると、送達システムの遠位端は、尿道に通され適切な深さまで挿入され、外側同軸管は内側管にそって逆方向にスライドし、それにより、内側管内の穿孔を露出する。減衰デバイスは、膨張管を使用して送られ、内側管から容易に放出される。減衰デバイスは、膨張し、膨張管から解放され、膀胱内で浮遊状態になる。

図３５Ａ及び図３５Ｂに示されている他の実施形態では、減衰デバイス格納管３８６は、単純な開口シリンダーである。減衰デバイス３８０は、前述のように折り畳まれ、格納管３８６内に引き込まれる。格納管３８６の開口端は、尿道に傷を付ける可能性のあるエッジを形成する。このような外傷を防ぐために、この場合の格納管３８６の開口端は、傷が付かないように角を丸くした端部３７８を有する。この端部３７８は、格納管３８６を逆方向にスライドさせた後、端部３７８を開かせるスリット３８８を備えており、これにより、減衰デバイス３８０を格納管３８６から配備することができる。減衰デバイス３８０が取り付けられている状態で膨張管３８２を先へ送ると、スリット３８８が開き、減衰デバイスを配備するのを妨げる小さな障壁となる。

他の実施形態では、減衰デバイスは、骨盤を通して経皮的に膀胱内に送達される。動脈または静脈の経皮的アクセスと同様に、針が皮膚に通されて、膀胱内に挿入される。ガイドワイヤは針を通して配置され、針は取り除かれて、ガイドワイヤが適所に残る。送達システム及び減衰デバイスは、ガイドワイヤに載せて膀胱内に押し込まれる。減衰デバイスが配備され、送達システム及びガイドワイヤが取り除かれる。超音波を使用するガイドも、送達システムを膀胱内に誘導するのを助けるために使用できる。

一実施形態では、取り外し可能送達システムを使用して、減衰デバイスを送達し、配備し、充填する。送達システムは、参照によりその開示の全体が本明細書に組み込まれている特許文献２により教示されているシステムの形態をとりうる。

図７Ａ及び図７Ｂを参照すると、本発明の一態様による送達システム４０から膨張可能減衰デバイス６６を配備する一係合解放手順が例示されている。図７Ａに例示されているように、送達システム４０は、最初に、弁８０内に配置されている充填管５０と共に構成される。外側管状体４２の遠位端４６は、弁８０の開口８２を通り抜けないような寸法のものである。減衰デバイス６６が膀胱内に配置された後、減衰デバイス６６は、充填管５０を通じて膨張する。

図７Ｂを参照すると、充填管５０は、弁８０との係合が外れるように膨張した後に近位に引っ込められる。これは、管状体４２の遠位端４６上のストッパー面４７により減衰デバイス６６の近位移動を妨げることにより行われる。これ以降、減衰デバイス６６は、送達システム４０との係合から完全に外され、送達システム４０は、取り外すことができる。

図８Ａ、図３２Ａ、及び図３２Ｂを参照すると、弁８０のダックビル実施形態が例示されている。弁８０は、管状壁８１を備え、これは、流路８３と連絡する開口８２を有する。少なくとも１つの閉鎖部材８４が管状壁に取り付けられ、流路８３上を伸びる。例示されている実施形態では、閉鎖部材８４は、横方向エッジ９０及び９２のところで管状壁に取り付けられている第１及び第２のダックビル弁のリーフレット８６及び８８を備える。リーフレット８６及び８８は、一対の接合エッジ９４及び９６への遠位方向で内側に傾斜している。この形状により、流路８３を通して別々の接合エッジ９４及び９６への順方向の流れを起こし、減衰デバイス６６の膨張を可能にできる。膨張媒質源を取り除いた後、リーフレット８６及び８８の自然なバイアスと組み合わせた減衰デバイス６６内の膨張媒質により、リーフレットは接合し、これにより、膨張媒質の流出流が流路８３を通るのを防ぐ。

管状体８１並びに第１及び第２のリーフレット８６及び８８は、当業者には明らかなさまざまな材料から製造することができる。例えば、管状体８１は、押し出し成形等によりポリウレタンから作ることができる。リーフレット８６及び８８は、ポリウレタン、シリコーン、またはポリエチレン等のさまざまな柔軟な材料から作ることができ、接着剤、ヒートシール接着、または当業で知られている他の接着技術を使用して管状要素８１に接着することができる。好適な弁は、動脈瘤及び動脈静脈奇形部位を充満させるTarget Therapeutics社により製造され、ＤＳＢシリコンバルーンとして販売されている弁を含む。

図８Ａ、図３２Ａ、及び図３２Ｂを続けて参照すると、減衰デバイス６６を製造する一方法において、ブッシング２４９は、弁８０に取り付ける前に膨張可能容器６８にＲＦ溶接される。ここでは、ダックビル弁８０は、溶接後ブッシング２４９に接着される。減衰デバイス６６を製造する一方法において、マンドレルは、溶接時に取り付けられ、その結果、管の内側にそった気密シールを有する研磨面が得られる。

図８Ｂを参照すると、管状体８１の遠位端１０６上の２つの接合エッジにより閉塞が行われる。この構造は、ときにはフラッパー弁と呼ばれることもある。この実施形態における管状体８１は、第１のエッジ１０２及び第２のエッジ１０４にそって接着または折り畳まれる第１の壁９６及び第２の壁１００により形成され、中を通る流路８３を定める。遠位端１０６のところの第１及び第２の壁９６及び１００の自由遠位端は、接合リーフレットを形成し、これは、流路８３を通る前方流圧力の下で開くことができ、また流路８３を通る逆流を抑制または防止する。

図８Ｃを参照すると、図８Ｂのフラッパー弁または他の弁構造上の流路８３の近位端は、補強管１０８等により補強できる。補強管１０８は、さまざまな方法で製造することができる。例えば、補強管１０８は、さまざまな密度のポリエチレン、Ｐｅｂａｘ、ポリウレタン、または当業で知られている他の材料から押し出し成形で作ることができる。補強管１０８は、特にこれから説明されるように収縮及び除去システムに結合するように構成された一実施形態において、弁８０への経路の開通性を維持することが望ましいと思われる。他の実施形態では、補強管１０８は、取り外し可能であり、製造プロセスにおいて弁の封止を妨げるために使用でき、更に、弁内の充填管の配置を容易にすることもできる。この補強管１０８は、製造プロセスが完了した後に取り外されるか、または充填管が配置される前に、充填管が配置されている間、または充填管が配置された後に取り外すことができる。

図８Ｄ及び図３３Ａを参照すると、上述の弁のどれかに更に組み込むことができる追加の特徴が例示されている。この特徴の一実施形態では、環状封止リング１１０が、管状体８１の内面に備えられる。環状封止リング１１０は、充填管５０で封止を形成し、減衰デバイスの充填性能を最適化するように構成される。従って、封止リング１１０は、好ましくは、シリコーンまたはポリウレタン等の弾性材料から形成され、中を通して充填管５０をスライドする形で受け入れるような寸法のものである。他の実施形態では、充填管による封止は、異なる封止リング１１０を使用せずに開口直径を制限することにより高められる。減衰デバイス６６の例示的な寸法は、図３３Ａに示されている。

図８Ｅ及び図３３Ｃを参照すると、弁は、継ぎ目にではなく、減衰デバイスの本体に配置することもできる。例示的な一実施形態では、貫通穴２５８は、０．０６２インチの直径を有する。ここでは、膨張チャネル２５６は、約０．０６３インチから０．０７０インチの直径を有する。弁は、参照により本明細書に組み込まれ、本明細書の一部となっている特許文献３及び特許文献４において説明されている方法を含むさまざまな方法により配置できる。

図３３Ｂに示されている一実施形態では、弁８０は、フィル／プラグ２５０を有する。フィル／プラグ減衰デバイス６６を製造する一方法において、マンドレルは、溶接時に取り付けられ、その結果、管の内側にそった気密シールを有する研磨面が得られる。

減衰デバイス６６は、好ましくは、膀胱から取り外し可能でもある。取り外しは、減衰デバイスの構造に応じて、さまざまな方法により行うことができる。好ましくは、取り外しは、経尿道的に行われる。一実施形態では、除去は、除去システムにより経尿道的に引き込むことができるように第２の拡大プロファイルからその第１の縮小プロファイルに減衰デバイス６６を縮小することにより行われる。除去システムは、第２のプロファイルから第１のプロファイルへの縮小が収縮によるのか、圧縮によるのかに応じて異なる構成をとる。膨張可能減衰デバイス６６を取り外すために使用される除去システムの一実施形態は、図１２に関して以下で説明される。

他の実施形態では、除去手順は、材料または減衰デバイス６６の材料の一部をその場で溶解または分解することを伴う。減衰デバイス６６の材料選択及び壁厚さは、減衰デバイス６６を望む期間内に使用することができ、その後膀胱の水性環境に溶解するように最適化されうる。一実施形態では、溶解または収縮は、ｐＨの変化、または開始剤もしくは加速剤の膀胱への導入、または圧力の低下等の加速事象により触媒されるか、または加速されうる。

一定の滞留時間が定められており、その時間を過ぎると自動的に空にされる減衰デバイスでは、都合のよいことに、除去手順が不要になる。このような一時的減衰デバイスは、生体吸収性または透水性材料等を使用することで、本発明によるさまざまな方法で製造することができる。一実施形態では、膨張可能容器６８の壁全体が、吸収性材料で作られる。本明細書で使用されているような「吸収性（absorbable）」とは、本明細書に記載されている目的を達成するために、化学反応機構に関係なく、溶解、分解、吸収、または他の何らかの形で散逸する材料を意味する。他の実施形態では、柔軟な壁７０の一部または弁等の減衰デバイスの他の部分のみが、吸収性材料から作られる。減衰デバイスの１つまたは複数の窓または「ヒューズ」コンポーネントが吸収されるとすぐに、減衰デバイスは、その結果として生じる開口部を通じて収縮し、通常の排尿時に排出できる。更に他の実施形態では、継ぎ目７８等の１つまたは複数の継ぎ目は、膀胱の水性環境内で所定の時間が経過した後失敗するように設計されている溶解性または吸収性材料により接着されうる。

前記の時間制限実施形態からその結果得られる収縮コンポーネントは、これ以降、通常排尿時に追い出されるか、または除去システムを使用して取り外されるまで収縮状態の膀胱内に留まりうる。一実施形態では、膨張可能容器６８の材料または一部は、ガス透過性材料で作られる。ガスが膨張可能容器から散逸すると、自発的排尿の能力が高まる。一実施形態では、減衰デバイスは、約２０ｍｌのガスを充填され、減衰デバイスの材料により、約１５ｍｌのガスを、例えば、１ヶ月、３ヶ月、６ヶ月、または１２ヶ月等の一定時間間隔により減衰デバイスから透過させることができる。残留体積が、約５ｍｌよりも小さくなると、減衰デバイスは、通常空にされる。

膀胱内の所定の滞留時間は、吸収性材料の形成及び吸収性コンポーネントの物理的形状、厚さ、及び表面積を含む、さまざまな設計要因の影響を受ける可能性がある。本発明において使用することができるさまざまな吸収性ポリマーは、吸収性縫合糸の技術分野では知られている。例えば、ＤＥＸＯＮ縫合糸（グリコリドホモ重合体から作られ、コネティカット州ダンベリー所在のDavis & Geck社により市販されている）、ＶＩＣＲＹＬ縫合糸（グリコリドとラクチドの共重合体から作られ、ニュージャージー州サマービル所在のEthicon, Inc.社から市販されている）、及びＰＯＬＹＳＯＲＢ縫合糸（これも、グリコリドとラクチドの共重合体から作られ、コネティカット州ノーウォーク所在のUnited States Surgical Corporation社から市販されている）等の吸収性マルチフィラメント縫合糸は、当業で知られ、短期吸収性縫合糸として特徴付けられる材料の例である。短期吸収性縫合糸という分類は、一般に、埋め込んでから３週間後にその元の強度の少なくとも約２０％を維持する外科縫合糸を指し、縫合糸塊は本質的に埋め込み後約６０日から９０日以内に体内に吸収される。

いくつかの生体吸収性エラストマーも、本発明による減衰デバイスまたはヒューズを形成するために使用することができる。エラストマーは、例えば、押し出し成形によりシート、プラグ、または環状構造を作成することにより溶融加工されうる。一実施形態では、共重合体を射出成形することで、複雑なデザインの部品を加工するか、または圧縮成形することで、フィルムを作成することができる。このような溶融加工技術の詳細については、例えば非特許文献２を参照のこと。

生体吸収性エラストマーは、更に、溶媒キャストして薄膜を形成することができる。溶媒キャストは、適当な溶媒に共重合体をまず溶解して溶液を作り、次いで、その溶液をガラス板上にキャストしてフィルムを作り、次いで、キャストされたフィルムから溶媒を蒸発させるというような従来の方法を使用して行うことができる。他の加工方式では、共重合体を凍結乾燥してフォームを作成することができる。凍結乾燥は、共重合体を最初に適切な溶媒に溶解し、その溶液を凍結し、次いで、真空中で溶媒を除去することにより行うことができる。適切な溶媒セットとして、ｐ−ジオキサンがある。フィルムを作成する凍結乾燥技術は、非特許文献３において説明されている。

いくつかの生体吸収性エラストマーは、参照によりその開示の全体が本明細書に組み込まれる、特許文献５において開示されている。本明細書に開示されているプロセスによれば、ｐ−ジオキサン単量体及びｐ−ジオキサンホモ重合体の混合物が約１００℃から約１３０℃までの範囲の低い温度、好ましくは１１０℃で形成される２工程、１反応槽、２温度プロセスが使用される。次いで、この混合物は、約１２０℃から約１９０℃までの範囲の温度でラクチドと反応し、セグメントまたは配列がｐ−ジオキサンとラクチドの両方の反復単位からなる共重合体を形成する。これらのセグメント共重合体は、当業ではすでに知られているブロックまたはグラフト共重合体よりも小さな結晶構造を有するといわれ、従って、強度は十分であるが、ブロック共重合体に比べて短いＢＳＲ（Breaking Strength Retention）プロファイル、速い吸収速度、かなり長い伸長、及び低い剛性を有する材料を生み出す。ポリ乳酸及びポリグリコール酸のさまざまな共重合体も、特に吸収性整形外科用スクリュー及びファスナーと共に使用することについて、当業では知られている。

理想的材料は、減衰デバイス設計及び望ましい留置期間を考慮して日常的実験を通して最適化できる。減衰デバイスは、１５日、３０日、４５日、９０日、１８０日、または所望の他の日数等の期間とすることができる。収縮及び／または部分的溶解減衰デバイスは、埋め込み時点から定格期間の期限の数日以内に経尿道的に追い出される。

図１２を参照すると、本発明による膀胱内圧除去システムの一実施形態の側面略図が例示されている。この除去システムは、本明細書の別のところで説明されている膨張可能減衰デバイスを取り出すように構成される。 除去システム１５０は、近位端１５４と遠位端１５６との間に伸びる細長い管状体１５２を備える。管状体１５２は、膀胱に経尿道的にアクセスできる寸法となっている。一実施形態では、除去システム１５０は、最小ワーキングチャネルが約１．８ｍｍから６．０ｍｍである、標準泌尿器科膀胱鏡（例えば、約１４フレンチ〜２４フレンチ）と併せて使用するように構成されている。この目的のために、一実施形態の除去システム１５０は、全長約７６ｃｍ、及び使用可能な長さ約６０ｃｍとなっている。

管状体１５２は、カテーテル及び他の医療デバイス製造技術においてよく理解されているさまざまな技術により製造することができる。一実施形態では、管状体１５２は、内径が約０．０９インチ、壁厚さが約０．０１インチである、’１１４Ｅ等の生体適合性材料から押し出し成形される。

管状体１５２の近位端１５４は、Ｙ字型アダプタ１５８に接続される。Ｙ字型アダプタ１５８は、これから説明されるように取り出しシステムを制御する制御装置１６０を運ぶ。例示されている実施形態の制御装置１６０は、一対の指輪１６４に関してスライドするようにして運ばれる親指輪１６２を備える。指輪１６４に関する親指輪１６２の軸方向移動は、管状体１５２の遠位端１５６から遠位に伸びる取り出しループ１６６を拡大するか、または引っ込める。取り出しループ１６６は、膨張減衰デバイス６６を囲むように構成される。一実施形態では、ループ１６６は、約２７ｍｍの拡大直径を有し、直径０．０１６インチのステンレス鋼ケーブルワイヤ等のワイヤを備える。

使用時に、ループ１６６は、管状体１５２の遠位端１５６が膀胱に達した後に開かれる。ループ１６６は、減衰デバイス６６の回りに配置され、近位制御装置１６０は、減衰デバイス６６の回りのループ１６６を締め付ける操作がなされる。減衰デバイス６６が、ループ１６６により確実に掴まれた後、好ましくは鋭利な遠位先端１６９を有する膨張管１６８は、減衰デバイス６６の壁を通して遠位に送られる。収縮管１６８を遠位に送るには、制御装置１７２等の近位制御装置を遠位に送る。遠位先端１６９は、中央内腔（図に示されていない）を通して標準ルアーアダプタ１７０等のコネクタと流体により連絡しており、これにより、空の注射器または他のデバイスをコネクタ１７０に接続して使用し、はまり込んだ減衰デバイス６６の内容物を排出することができる。減衰デバイス６６が収縮するときに、制御装置１６０を操作して、折り畳まれた減衰デバイス６６を引っ張って管状体１５２の遠位端１５６内に入れることができる。小さくなった減衰デバイス６６が中に入っている、または小さくなった減衰デバイス６６が運ばれる除去システム１５０は、患者から経尿道的に取り出すことができる。

本発明の精神の範囲内において、前記の除去システム１５０に対しさまざまな修正を加えることができる。例えば、近位制御装置１６０及び１７２を組み合わせて、ピストル形の握りまたは他の形状にすることができる。コントローラ１７２または制御装置１６０は、更に、管状体１５２の遠位端１５６のたわみを制御するか、またはループ１６６の平面の回転を制御することができる。一般に、除去システム１５０は、好ましくは、減衰デバイス６６の配置を可能にする機能、減衰デバイスを捕捉する機能、減衰デバイスのサイズを縮小する機能、及び減衰デバイスを膀胱から取り出す機能等の基本機能を実行する。捕捉工程は、泌尿器科膀胱鏡を通じて減衰デバイスを見えるようにするか、または例えば、光の反射率、インピーダンス、吸引、超音波、受動誘導マイクロチップ、または以下で図２１〜図２３に関して説明されている磁気ロケーター等の「ブラインド」技術により達成できる。

図１３及び図１３Ａを参照すると、本発明の一態様による減衰デバイス１８０の一実施形態の平面図が例示されている。減衰デバイス１８０は、一般的にすでに説明されているような膨張可能体６８を備える。外側継ぎ目７８には、弁８０を備えることができる。この実施形態では、内側継ぎ目１８２は、中央領域１８４を定める。外側継ぎ目７８及び内側継ぎ目１８２は、一般的にドーナツ形の膨張可能容器６８を定める。中央領域１８４は、所望の性能特性に応じて、膜または中央開口部を備えることができる。中央の孔は、膀胱内の減衰デバイスの配置及び位置決めを助け、膀胱内の圧力波の追加バッフリングを可能にし、減衰デバイスと膀胱壁との間の表面張力による膀胱壁への付着を最小限に抑え、減衰デバイスが膀胱頸部内にあるか、その近くにある場合に尿がその孔を通って流れるようにすることができる。

図１４及び図１４Ａに例示されている一実施形態では、中央領域１８４は、バッフル１８６を備える。バッフル１８６は、複数の開口１９０を中に有する膜１８８を備える。例示されている実施形態では、約９つの丸形開口１９０が用意されており、それぞれ、直径は約０．２インチである。一般に、少なくとも９つの開口１９０が用意され、多くの実施形態は、約１個から約１０００個までの開口のいずれかを含む。バッフル１８６の総面積と比較した場合の開口１９０の最適な個数及び開口１９０の面積の総和は、所望の性能特性に応じて最適化されうる。開口は、丸い孔、不規則な形状の開口部、スリット、その他の形状等のさまざまな形状をとりうる。

バッフル１８６の波拡散機能は、図１５に概略として例示されている。波面１９２は、理解されているような咳、くしゃみ、笑うこと、物理的移動、筋肉痙攣、またはその他等のさまざまな事象により発生しうる。尿は、本質的に非圧縮性の水を含み、また膀胱の低動的コンプライアンス性により、波面１９２は、膀胱内を高速に伝搬し、三角部及び尿道等の構造に衝撃を与える。８０ｃｍ Ｈ_２Ｏ以上と高い見かけの過渡圧力スパイクが、通常活動時に発生しうる。咳等の圧力事象により引き起こされる圧力を低減することに加えて、上述の減衰デバイスは、更に、膀胱全面に波を分散するバッフルを備え、これにより、膀胱頸部を収縮する集束波面を分散し低減することができる。

バッフル１８６を有する減衰デバイス１８０が、膀胱内に配置される場合、バッフル１８６は、波面１９２の単一進行を妨げる機能を有する。従って、拡散前波面１９２は、バッフル１８６により遮られて複数の拡散後波面１９４に分けられる。その結果得られる拡散後波面１９４の総和は、本質的に拡散前波面１９２に等しいが、バッフル１８６により力のより大きな分散が生じ、膀胱内の標的組織において生じるような波面１９２の見かけの大きさを低減するものと発明者は確信している。

前記の説明を考慮すると明らかなように、バッフル１８６は、さまざまな方法により形成することができ、意図された結果を得ることができる。従って、図１３及び図１４に例示されている減衰デバイス１８０は、一般的にドーナツ形の膨張可能容器を備えるが、さまざまな他の支持構造を利用して、バッフル１８６を使用可能な形状に保持することができる。支持体１９６は、膨張可能管、ニチノール線等の弾性材料、または望ましいと思われる他の支持構造を備えることができる。

本発明のいくつかの実施形態は、膀胱または尿道の粘膜面または組織と機械的に接触するデバイスを含む。機械的接触により引き起こされる感覚により、神経受容体が尿道筋肉を締めて尿道抵抗を高め、それにより、それにより失禁事象を低減するか、または解消する。

図１６を参照すると、膨張可能容器変更形態の減衰デバイス６６に対するさまざまな形状が例示されている。本発明の実施形態で使用されるデバイスは、さまざまな形状をとりうる。いくつかの場合において、製造することを目的として、コンドーム、外科用グラブフィンガー、または子供のおもちゃのようなディップ成形デバイスに似た形状をとることが望ましいことがある。しかし、多くの他の形態も、特に圧力波のバッフリングと共に圧力スパイクの減衰も行うのに優れた性能を発揮しうる。減衰デバイスのための可能な形状として、ドーナツ及び内側管と形は似ているが、サイズが異なる、ドーナツ形、スポークのついた車輪の形、馬蹄形、キノコ形、及びバナナ形がある。

本発明の減衰デバイスは、複数の生体適合性材料を使ってディップ成形または押し出し成形されうる。更に、減衰デバイスは、さまざまな多層複合材料から加工されるか、または多数の異なる製造プロセスにより生産されうる。ここでは、減衰デバイスの設計は、減衰デバイスを出入りするガス透過性及び透湿性を最小にし、制御することを特徴とする。

任意の所定の材料のガス透過性及び透湿性は、材料の周囲の条件に応じて変化する。例えば、特定の材料で構成される減衰デバイスは、標準の温度及び圧力の場合と異なる膀胱内のガス透過性及び／または透湿性を有する可能性がある。尿に曝されることに加えて、膀胱内圧環境は、過渡圧力スパイクが２ｐｓｉ以上と高い場合に、安静時における約０．０５ｐｓｉから約０．２５ｐｓｉまでの範囲の圧力変動に曝されることを含む。体温は、通常約９８度Ｆ以上であり、減衰デバイスは、湿度１００％の中に置かれる。減衰デバイスの長期有効性は、その場の減衰デバイスの壁を通して流体または蒸気の交換が存在する場合に損なわれる可能性がある。通常の膀胱内条件の下での壁の相対的不透過性は、好ましくは、本明細書の別のところで説明されているように膀胱のひだ内に圧縮できるようにする減衰デバイスのコンプライアンスを失うことなく得られる。

一般に、減衰デバイスの壁は、少なくとも１つのガス障壁層及び少なくとも１つの透湿防水層を備える。薄膜構造で利用できる、さまざまなガス障壁材料（例えば、ポリ塩化ビニリデン、エチルビニルアルコール、フッ素重合体等）はどれも、減衰デバイス設計に組み込むことができる。これらの材料は、一般に、比較的剛性が高く、透湿性が高く、衝撃強さは低い。従って、柔軟で透湿防水率が高く衝撃強さが高いポリマーによるフィルムを層にすることが望ましい。

薄膜シートに形成できる高い透湿防水特性及び適宜高い衝撃強さを有する、さまざまな比較的柔軟な材料は、限定はしないが、ポリアミド、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリウレタン、ポリアミド／ポリエステル共重合体、ポリスチレン／ポリブタジエン共重合体等を含む。一実施形態では、少なくとも１つの層、または減衰デバイス全体は、障壁材料と柔軟な高衝撃強さの材料（例えば、ポリウレタン／ポリ塩化ビニリデン、ポリエチレン／エチルビニルアルコール等）のブレンドを含む。

減衰デバイスは、典型的には、２つまたはそれ以上の層もしくは障壁を有する。例えば、減衰デバイスは、ガス障壁層及び透湿防水層を持つことができる。追加の層を入れて、減衰デバイスの構造的完全性を高めることができる。一実施形態では、減衰デバイスは、ガス障壁を含む外層及び透湿防水層を含む内層を有する。他の実施形態では、減衰デバイスは、透湿防水層を含む外層及びガス障壁を含む内層を有する。

減衰デバイスは、３つ、４つ、５つ、またはそれ以上の層を持つことができる。一実施形態では、減衰デバイスは、ガス障壁層、透湿防水層、及び少なくとも１つの衝撃強さの高い材料からなる１つまたは複数の層を有する。他の実施形態では、減衰デバイスは、非連続的な配列で構成された複数のガス障壁層を有する。更に他の実施形態では、減衰デバイスは、非連続的な配列で構成された複数の透湿防水層を有する。複数の非連続的障壁層を有するこれらの実施形態に関して、減衰デバイスの他の層は、衝撃強さの高い材料層及び／または他のタイプの障壁層を含むことができる。

壁の全厚は、好ましくは最小限に抑えられ、多くの場合、約０．０３インチ以下である。好ましくは、壁は、約０．００６インチ以下であり、実装によっては、約０．００３インチ以下の厚さである。外層は、厚さが約０．００２５インチから約０．０２５インチまでの範囲内である、ポリウレタン、ＥＶＡ、ＰＥ、ポリプロピレン、シリコーン、またはその他の物質等の柔らかく、形状を合わせやすい材料を含むことができる。隣接する障壁層は、約５ミクロンから約２５もしくは３０ミクロン等の厚さの薄膜のＥＶＯＨ、ＰＶＤＣ、または他の材料を含むことができる。減衰デバイスが、２面を接着して合わせることにより加工される場合、接着または結合層を障壁層上に形成することができる。好ましくは約０．００１インチ以下の厚さを有する、ポリウレタン、ＥＶＡ、または他の物質を含む層を使用できる。約０．０００８インチ未満の層が好ましく、約０．０００３インチから約０．０００５インチまでのオーダーの層の厚さが考えられる。

減衰デバイスの層は、限定はしないが、ラミネート加工、共押し出し成形、ディップ成形、スプレー成形、または類似の技術等を含む、当業者に知られている多くの方法により形成することができる。上述のように、減衰デバイスの層は、さまざまな材料から形成することができる。２つまたはそれ以上の層をラミネート加工で合わせることにより形成される減衰デバイスに関して、限定はしないが、加熱、溶媒、接着剤、結合層等を含む、当業者に知られているさまざまな異なるラミネート加工技術が使用可能である。

材料は、減衰デバイスが機能するためには弾性的である必要はまったくない。しかし、本発明の実施形態で使用するために選択された材料は、選択された設計により指示される厚さ範囲において十分に柔軟であるべきである。減衰デバイスが外部圧力に曝された場合、減衰デバイスの材料は、圧力を封じ込められている空気または圧力管理構造物に伝達し、泌尿器系の最もコンプライアンス性の高い要素のうちの１つとして犠牲的に応答することができる。

図１６Ａは、複数の中心スポークが備えられているドーナツ形実施形態を例示している。図１６Ｂは、三日月形、または「Ｃ」字型の減衰デバイスを例示している。膨張した減衰デバイスの最大長寸法が最小断面の約１〜約５倍の範囲内である、図１６Ｃに例示されているようなものなど、さまざまな球状、卵形、楕円形、または他の形状を使用することができる。図１６Ｄは、図１６Ｂに示されているようなアーチ形のあまりきつくない変更形態を例示している。一般に、減衰デバイス６６は、所望の減衰機能を実現するのに十分な体積を持ち、尿道を通る損失または閉塞流出の危険性を最小限に抑えるか、またはそのような危険をなくすさまざまな形態をとりうる。

図１７Ａ及び図１７Ｂを参照すると、本発明の一実施形態によるベロウ形（bellow-type）減衰デバイス２００が例示されている。図１７Ｃ〜図１７Ｆは、減衰デバイス７００が使用されうる一環境を例示している。

ベロウ２００は、以下で更に説明されるように、減衰を生じさせるために圧縮性を有するものとしてよい。ベロウ２００の圧縮性は、適当な機械的構造または機構により実現されうる。例えば、一配列において、デバイスを軸方向に圧縮可能にできる機構または機械的構造が備えられる。一実施形態では、ベロウ２００は、体積を囲む膜２０２を含む。膜２０２は、自立型としてよい。膜２０２は、アコーディオン方式のように折り畳み可能なように構成することができる。いくつかの実施形態では、フレームなどの支持構造が備えられる。フレームまたは他の支持構造は、膜２０２の内側に、例えば、中に定められた体積内に、または膜の外部に配置することができる。いくつかの配列において、支持構造は、一部は膜２０２内に定められた体積内部に、また一部は膜の外側に配置される。例えば、支持構造の第１の部分は、少なくとも一部は、ベロウ２００の外部形状を維持するように用意され、以下で更に説明されるように、ベロウデバイス２００を血管に結合するために第２の部分を備えることができる。

備えられている場合、支持構造は、ベロウ２００の縦軸に平行に揃えられた（またはその縦軸にそって復元力の方向を決めるように構成された）単純なバネなどのさまざまな特徴のうちのどれかを備えることができる。備えられている場合、支持構造は、当業で理解されるように、軸方向に圧縮可能なワイヤパンタグラフなどの枢動するように移動可能な構造を含むことができる。これら及び他の機械的構造はどれも、膜２０２の内部または外部に配置することができる。

過渡圧力変化またはスパイクを吸収するための減衰デバイスのさまざまな実施形態は、横隔膜構造、剛性のある、または変形可能な構造（例えば、形状を変えることができる）のうちの１つまたは複数を含むことができる。過渡圧力スパイクを吸収するための減衰デバイスは、臓器または血管内の圧力波を弱めることができるコーティングまたは被覆を備えるように構成されうる。過渡圧力スパイクを吸収するための減衰デバイスは、上述のように身体の臓器、室、または空洞内の圧力波を弱めることができるベロウまたはベロウ状構造を備えることができる。これらの実施形態は、以下で更に説明されるように、スタンドアロンの減衰デバイスとして、または注目する臓器もしくは血管の壁もしくは構造の一部として構成することができる。

上述のように、ベロウ２００は、機械的に補助される減衰デバイスの一形態である。ベロウ２００は、安静時に弛緩して図１７Ａの伸長位置になるように構成することができる。一配列において、図１７Ａの伸長位置は、第１の体積を占有する第１の状態である。ベロウ２００は、選択されたレベルよりも高い圧力に曝されていない場合に弛緩して伸長位置になるように構成することができる。このような選択されたレベルは、ときには、本明細書において活性化レベルまたは活性化圧力とも呼ばれる。活性化レベルは、閾値レベルであってよい。いくつかの血管に関する用途において、活性化レベルは、このレベルを超えると脳卒中、動脈瘤、または他の有害な心臓血管事象の危険性が感知できるほどになるレベルとすることができる。このようなレベルは、少なくとも一部は患者の基準に依存しうる。例えば、比較的若い患者の場合、活性化レベルは、その患者が正常活動範囲において経験する可能性のある正常な収縮期圧の範囲を外れた収縮期圧の値としてよい。例えば、比較的年取った患者の場合、活性化レベルは、その患者が正常活動範囲において経験することが予想されうる収縮期圧の範囲内に収まるように選択されてもよい。正常範囲内の活性化レベルは、脳卒中などの有害な事象の危険性を低減するように選択することも可能であるが、血管系が薄くなることや脆くなることなど、他の危険因子がある。他の血管に関する用途では、活性化レベルは、このレベルよりも低い場合に血管事象が感知できるレベルとしてよい。

ベロウ２００は、図１７Ａに示されている位置に膨張する傾向のバランスがとれるように構成することができる。例えば、ベロウ２００内の圧力は、ベロウが正常にその伸長位置を維持するように下げることができるが、選択された大きさの外部圧力（例えば活性化圧力以上の圧力）が加えられたときに圧縮する。ベロウ２００は、封止されるか、または構造内の圧力を下げることができる材料で覆われるようにできる。

図１７Ｂは、ベロウ２００の第２の状態を例示している。特に、減衰ゾーン２０３などのベロウ２００の一部は、ベロウが第１の状態と比べて小さい体積を占有するように圧縮されうる。本明細書で説明されているように、この応答は、ベロウ２００を入れることができる解剖学的構造内の圧力を減衰することができる。従って、ベロウ２００は、人体に発生しうる範囲内にある圧力スパイク、例えば、生理学的血圧スパイクを減衰させるために使用できる。

ベロウ２００は、例えば、チタンまたはステンレス鋼などの高分子フィルムまたは金属を含む適当な材料から作ることが可能である。ベロウ２００は、これら、または他の適当な材料の組み合わせから作ることが可能である。マサチューセッツ州シャロン所在のSenior Flextronics, Inc.社は、このような材料の１つの供給元である。

ベロウ２００などの機械式減衰器の利点の１つは、ベロウにより占有される体積の大きな変化が、現在の閾値を超える比較的小さな圧力上昇に応答して達成されうるという点である。中身を排出された機械式減衰器の体積の変化は、圧縮可能媒質を囲む、または含むデバイスにおいて生じる変化よりも著しく大きい可能性がある。例えば、本明細書で説明されているのに類似のエアセルまたはガスセルは、その体積の２５％ほど削減することができると思われる。いくつかの機械式減衰器は、その体積の少なくとも約３０％、ときには少なくとも約５０％、及びいくつかの実装では少なくとも約９０％だけ縮小できる。

図１７Ｃ及び図１７Ｄは、ベロウ２００を心臓血管系内に入れることができることを例示している。特に、ベロウ２００は、腸骨動脈の遠位にある分岐の真上の大動脈Ａ内に位置するように示されている。図１７Ｃは、ベロウ２００が、血管内に置かれたときに第１の伸長状態になるように構成できることを例示している。図１７Ｄは、生理学的血圧値スパイクに対するベロウ２００の応答を例示している。特に、ベロウ２００は、第１の状態から第２の圧縮状態に移動することが示されている。第２の状態は、第１の状態よりも少ない体積を占有する。ベロウ２００が占有する体積は少ないため、血管内ではより大きな体積を血液に利用できる。第１の状態と第２の状態との間の体積の差は、好ましくは、過剰収縮期圧などの少なくとも１つの心臓血管疾患を緩和するのに十分である。いくつかの用途において、第１の状態と第２の状態との間の体積の差は、血管系内の圧力スパイクを下げるのに十分である。

図１７Ｅ及び図１７Ｆを参照すると、ベロウ２００は、血管系の近くに配置するか、または血管系と圧力により連絡するように配置できる。この配列では、ベロウ２００または他の減衰器を入れるか、または装着できる容器２０６が備えられている。一配列では、容器２０６は、ベロウ２００を血管に接続するための接続ゾーン２０７を備える。容器２０６は、血管系に縫合または他の何らかの形で貼り付けることができる。容器２０６及びベロウ２００は、適当な方法で結合して１つにできる。一配列では、血液がベロウ２００と流体により連絡するように容器２０６と血管系との間に入口または開口部が備えられる。他の配列では、容器２０６及びベロウ２００は、ベロウ２００を収納する容器の部分（例えば、容器２０６の内側体積）と血管系との間に流体による連絡を必要とせずに血管系と圧力により連絡している。ベロウ２００が、血管系と流体により連絡している場合、好適な抗凝固療法を施すことなど、任意の好適な技術を使用して、容器２０６内への流れを維持することができる。以下で詳しく説明されるように、ベロウ２００及び他の埋め込み可能な血圧調節器を薬剤治療法などの他の治療と組み合わせて、心臓血管疾患を管理することができる。

図１７Ｃ〜図１７Ｆは、患者の大動脈と圧力及び流体により連絡しているベロウ２００を例示しているが、本明細書で開示されているベロウデバイス及び他の圧力調節器は、血管系を通じて他の血管に適用することができる。

図１８を参照すると、本発明による機械式減衰デバイス２１０が例示されている。この実施形態では、閉鎖端２１４、２１６を有する圧縮可能管状壁２１２は、自己膨張管状フレーム２１８により支持されている。腹部大動脈瘤グラフトの技術分野においてよく知られている「ジグザグ」ワイヤフレームなどのさまざまな自己膨張管状または球状フレーム構造を使用できる。腹部大動脈瘤グラフトの用途は、一般に、比較的高い、放射状に外に向く力を必要とするが、本発明の出願は、圧縮性の比較的低い力（つまり、低半径方向力）で好ましくは圧縮可能である。これは、小さなゲージのワイヤ、グラフト当たり少ないワイヤを使用すること、隣接する頂点を互いに接続しないままにしておくこと、またはワイヤケージの半径方向力を小さくする他の技術により行える。ワイヤケージまたは他の支持構造は、好ましくは、バルーンなどの不透水性膜により囲まれている。そのようなバルーン内の圧力は、１ａｔｍよりも低いものとしてよい。

図１９Ａ及び図１９Ｂを参照すると、本発明の膨張可能減衰デバイス６６に対する他のレイアウトが例示されている。図１９Ａに例示されているこの実施形態では、複数の減衰デバイス６７は、共通流路６５により接続され、そのため、単一の注入口を通して複数の減衰デバイス６７を膨張させることができる。図１９Ｂに例示されている、他の実施形態では、複数の自己膨張減衰デバイスは、縫合糸、ニチノール線、または他のテザー（tether）により接続され、これにより、交差プロファイルを最小限に抑え、及び／または所望の全膨張体積の減衰デバイスに対する一定の交差プロファイルを維持する。

図２０〜図２３は、膀胱鏡を使用しない「ブラインド」取り出しを可能にする磁気位置決めシステムを例示している。膀胱から減衰デバイスを取り出すために、尿道内に除去システムを挿入し、減衰デバイスの膀胱内捕捉、収縮、及び抽出を行う。除去システムは、除去システムへの磁石内蔵減衰デバイスの予測可能な引き付け及び結合を確実なものとするように極性及び磁束路が向きを付けられている磁石を利用する。除去システムは、減衰デバイスに戻る形で結合され、減衰デバイスは、除去システムの遠位端に配置されている生検類似鉗子のあご（またはデバイスを分解するのに適した他の解決手段）を使用して孔をあけられ、収縮されうる。一実施形態では、残留ガスは、膀胱内に、または取り出し装置本体を通して受動的に排出できる。収縮した後、減衰デバイスは、除去システムにくっついている尿道を通じて撤去されるか、または尿の流れの一部として膀胱から排出させることができる。

そこで、図２０を参照すると、本明細書ですでに説明されているように膨張可能バルーン２２９などの減衰デバイス２３０が例示されている。減衰デバイス２３０は、弁２３２及び位置決め要素２３４を備える。位置決め要素２３４は、好ましくは直接目に見えるようにする必要のない、減衰デバイス２３０の位置決めを可能にするさまざまな構造のいずれかとしてよい。

例示されている実施形態では、位置決め要素２３４は、１つまたは複数の磁石２３６である。図２１に例示されている実施形態では、磁石２３６は、流路８３を囲むための環状リングを備える。磁石２３６の極性とは逆の極性を有する対応する磁石２３８が、カテーテル２４０の遠位端上に備えられる。反対極性の磁石２３６及び２３８の引力は、カテーテル２４０が減衰デバイス２３０の付近に位置しているときに、図２２に例示されているように、減衰デバイス２３０上にカテーテル２４０を結合させる。

図２２を参照すると、位置決め要素２３４がカテーテル２４０に結合されたときに、少なくとも１つの内腔２４２により、減衰デバイス２３０がカテーテル２４０と流体により連絡することが示されている。この内腔２４２は、膨張媒質を導入するか、または膨張媒質を減衰デバイス２３０から取り出すために使用できる。図２２では、弁２３２は、閉じた向きでバイアスされる、ボール弁である。しかし、本明細書で開示されている機構及び構造は、本明細書の別のところで開示されている他の弁のどれでも使用できる。図２２に例示されている一実施形態では、弁アクチュエータ２３４を、内腔２４２を通して遠位に送ることにより、弁２３２を変位させ、膨張媒質を流入または除去することができる。膨張媒質の流入または除去の所望の体積に従って、弁アクチュエータ２３４を近位に引っ込めて、弁を自らのバイアスで閉じさせることができる。図２３を参照のこと。

反対の磁石２３６及び２３８は、位置決め構造として単独で使用することができ、これにより、追加のロック要素（図に示されていない）は、減衰デバイス２３０上にカテーテル２４０をロックするために使用できる。これは、２つの磁石の間に形成される結合の強さが、充填または除去工程においてカテーテル２４０に結合されている減衰デバイス２３０を保持するのに不十分である場合には望ましいと思われる。それに加えて、減衰デバイス２３０の収縮の後、カテーテル２４０は、一般に、本明細書の開示を考慮すると当業者には明らかなように、減衰デバイス２３０を取り出すために、減衰デバイス２３０に比較的強く結合する必要がある。

本発明の一態様によれば、除去システムは、遠位端の近くに１つまたは複数の超音波振動子を備える。空気で満たされた減衰デバイスは、空気−水界面のところで生じる反射と同様にして、超音波信号を強く反射すべきである。偏向可能遠位先端及び超音波機能を備える除去システムは、目で確認しなくても、膀胱内を誘導され減衰デバイスの位置を特定することができなければならない。除去システムは、更に、吸引を使用して減衰デバイスの表面に付着させるために、２つまたはそれ以上の対向する機械式把持器などの把持要素、及び／または真空内腔を備えることができる。付着した後、減衰デバイスは、穿孔され、経尿道的に引き出されうる。

本発明の他の態様によれば、使用中に、複数の形状を取りうる減衰デバイスが実現される。例えば、減衰デバイスは、導入のために完全に収縮状態にされ、導入後は、さまざまな程度に膨張させることができる。減衰デバイスは、バラスティングまたは診断、治療、もしくは信号物質の添加などの目的のために二次的または複数の封じ込めセルの膨張／収縮を通じて調節することができる。これは、単一の複数口構造またはそれらの組み合わせを複数回使用したり、複数内腔複数口構造またはそれらの組み合わせを１回だけ使用する場合に発生しうる。

本発明の他の態様によれば、減衰デバイスまたは蓄圧器の送達システム及び除去システムは２つの独立の器具である。他の実施形態では、送達システム及び除去システムは、単一器具を使用して実装される。更に他の実施形態では、送達システム及び除去システムに対し異なる遠端を有する１つの器具が実現される。

本発明の他の態様によれば、内視鏡は、デバイス（つまり、減衰デバイス、蓄圧器など）を発射する場合、また取り出す場合に使用できる。

本発明の他の態様によれば、送達システムの遠位先端は、デバイスの送達及び／または解放が簡単になるように、まっすぐであるか、予め曲げられているか、可鍛性を有するか、または操縦性を有する（例えば、プルワイヤにより）ものとしてよい。

本発明の他の態様によれば、減衰デバイスを充填管から分離するために、膀胱の尿道または頸部の壁を機械的抵抗体として使用することができる。

本発明の他の態様によれば、送達システムは、単一の管状要素、一連の同心管状要素、一連の非同心管状要素、押し出し成形要素、螺旋状に巻かれたガイドワイヤ要素、または所望の機能を備えるように配列された前記要素の任意の組み合わせで構成することができる。

本発明の他の態様によれば、刺激の問題は、コーティングまたは賦形剤を使用して、減衰デバイスを全部もしくは一部物理的にまたは化学的に修正し、潤滑性、及び尿路内に存在する物質の堆積を抑制する能力などの特性を変えることで対処される。例えば、硫酸化多糖類などの物質は、患者への導入前、導入時、または導入後に使用することができる。それに加えて、固有の表面特性を持つ複数の構成材料の使用も、この目的のために利用することができる。

本発明の他の態様によれば、減衰デバイスは、所定の期間中に尿路条件に曝された後、減衰デバイスの収縮または分解を可能にする腐食性物質の配置を許容する内面から外面への距離にまたがる入口を備える。このアプローチは、更に、減衰デバイス内の単一または複数の室から単一または複数の治療物質、診断物質、または信号物質のプログラムされたボーラス放出にも使用できる。

本発明の他の態様によれば、減衰デバイスは、プログラム可能であるか、自己調整型であるか、または刺激に応答する弁／注入口を備え、これは生理学的である場合も、そうでない場合もある。所望の応答を引き出すために、遠隔測定、物理的接続、または遠隔操作信号が使用できる。

本発明の他の態様によれば、減衰デバイスは、尿路内の物理的力を受け入れ、捕捉し、及び／または変換して、連続的またはボーラス供給における減衰デバイスの境界の外側での物質の正の変位のため減衰デバイス内の一部位にエネルギーを供給する。

本発明の他の態様によれば、減衰デバイスの封止エッジに関連しない注入口／弁が備えられる。

本発明の他の態様によれば、減衰デバイスから伸び、道（meatus）から出るのに十分に長い、細く、曲げやすい安全テザー３３２を備える減衰デバイスが備えられる。図２４を参照のこと。テザーは、縫合糸、カテーテルの製造で使用されるような許容される材料で形成することができ、更に、抗菌性を持つこともできる。一実施形態では、テザーの遠位端は、テザー全体が尿道内に侵入するのを防ぐ十分な嵩を持つ軽量ペンダント３３４で終端させることができる。通常の使用では、ペンダントは、患者の骨盤領域に一時的に貼り付けることができる。テザーは、減衰デバイスを除去または分解するために使用することができ、テザーは、患者が仕方なく減衰デバイスを抽出しなければならないと感じた場合に減衰デバイスを患者が瞬時に外せるようにするためのものである。

本発明の他の態様によれば、複数の機能用の複数の副室からなる室付き構造である減衰デバイスが実現される。図２５及び図２５Ａ〜図２５Ｃを参照のこと。一次減衰デバイス３３６は、二次デバイス３３８に流体的に接続できる場合もできない場合もある。流体的な接続３４０は、更に、一次減衰デバイス３３６が、恥骨６９の上に配置されている、膀胱６３内に繋留されていない状態で、二次デバイス３３８を尿道内に入れられる十分なサービスループを持つテザーとして働く。尿圧力スパイクにおいて、一次減衰デバイス３３６内のガスは、外部負荷と共に比例して圧縮する。次いで、圧縮されたガスは、二次デバイス３３８に移送させられ、尿道内に滞留し、二次デバイス３３８の比例膨張が引き起こされる。二次デバイス３３８の設計により、膨張は外向き半径方向に進み、尿道の縦軸に対し横断し、これにより、尿道の自然な内向き半径方向収縮が強められる。このタイプの「オンデマンド」同期抵抗増加は、受動的または患者制御増強システムの他の形態に比べてかなり有効である場合がある。本発明のこの実施形態の他の利点は、同期外向き半径方向力が、尿道内の二次デバイスを位置的に安定させるのに役立ちうるという点である。受動デバイスは、常に最大放出力に抵抗するのに十分な一定の保持能力（組織の力または変位）を維持しなければならない。このレベルの保持は、患者に不快感を与え、長期的な組織損傷を引き起こすおそれがある。

図２５Ｂを参照すると、圧縮力（Ｆ_ｃｏｍｐ）３４２は入口力（Ｆ_{ｉｎｇｒｅｓｓ}）３４４と出口力（Ｆ_{ｅｇｒｅｓｓ}）３４６の総和に等しい。図２５Ｃを参照すると、膀胱内圧３４８は、短い上昇時間と短い減衰時間を示す。二次デバイス圧力３５０は、短い上昇時間と遅くなった減衰時間を示す。図２６は、膀胱内圧に対する減衰デバイスの影響を例示している。ここでは、減衰デバイスによる膀胱内圧３５２は、遅くなった上昇時間と減衰時間を示し、８０ｃｍ Ｈ_２Ｏの漏出圧力よりも低いままである。これは、漏出圧力を超える膀胱内圧３５４とは対照的である。

図２７を参照すると、一実施形態では、減衰デバイス６６は、膀胱壁３５６に固定されている。図２８に示されている他の実施形態では、減衰デバイス６６は、経尿道的に配置された動的コンプライアンス測定カテーテル３５８の一部である。本発明の他の実施形態では、減衰デバイスは、小さな３スポークの自動車用ステアリングホイール、または回転ドーナツ形の宇宙ステーションに似たものでもよい。図１６Ａを参照のこと。外側リングは、減衰デバイスを含み、内向き放射状スポークは、二次デバイスを取り付けるための流体導管及び機械的支持を形成する。減衰デバイスは、更に、位置に関して安定にすることを助ける超弾性ワイヤ部材を保持する１つまたは複数の形状を組み込むこともできる。二次デバイスは、小口径血管形成デバイスの遠位先端部に似たものであり、中央ハブに貼り付けられるものでよい。

本発明の他の態様によれば、二次デバイス膨張／収縮応答は、設計で調節可能である。例えば、二次デバイスをできる限り素早く膨張させ、しかも、２回目の咳、くしゃみ、または急な機械的衝撃から保護するために収縮／膨張サイクルに応答の遅れを生じさせると有益である場合がある。

本発明の他の態様によれば、例えば腹腔などの治療部位内に埋め込むことができ、水圧または空気圧により膀胱に接続できるか、または膀胱壁の一構成要素として取り付けることができる圧力補償器もしくは膀胱訓練器が実現される。デバイスは、腹部の力から圧縮可能要素を遮蔽するため堅い外部エンクロージャで構成される。この実施形態の機能は、臨床的損傷の治療における膀胱圧力を管理するだけでなく、膀胱の外側または内側に圧力波を導入するものであり、筋緊張、コンプライアンスを増大させるか、または膀胱の神経筋肉要素に影響を及ぼす。

本発明の実施形態は、ヒトの解剖で使用することについて説明されている。当業者には理解されるように、本発明は、ヒトの使用に限定されるわけではなく、むしろ、本明細書で開示されている本発明の適切にスケーリングされたバージョンを使用することで、限定はしないが、家庭の哺乳類ペットを含む、他の動物について臨床上役立ちうる。

本発明のいくつかの実施形態には、従来技術のデバイスに勝る著しい利点がある。これらの利点は、限定はしないが、膀胱機能障害関係事象の著しい減少、通常以外のコンプライアンスで膀胱を再訓練できること、減衰デバイスを操作または維持するために患者とのやり取りが不要であること、患者は通常の方法で排尿させられること、膀胱と道の遠位端との間の感染導管はないこと、減衰デバイスによって生じる感覚は最小限度であること、製造原価が低いこと、既存の治療法と比べて患者にとって費用効果の高い解決策であること、及び医師にとって取り付け及び除去が簡単であることを含む。

本発明の一態様によれば、膀胱の動的コンプライアンスを測定するためのデバイス及び方法が実現される。一実施形態では、膀胱の動的コンプライアンスを測定するためにデバイスを充填管／導入器と併用することができる。充填管の１つの内腔は、デバイスを急速に膨張させるために使用することができ、その間、膀胱の圧力測定は、第２の内腔を介して行われる。一実施形態では、膀胱の動的コンプライアンスを測定するために、この体積は約０．５秒から１０秒までの期間に少なくとも約３０ｃｃまたは５０ｃｃから最大２００ｃｃ程度まで膨張させられる。

本発明の他の態様によれば、所定の場所で所定の特性を持つ圧力波を導入することにより膀胱組織を再訓練して膀胱の動的コンプライアンスを復元するための方法及びデバイスが実現される。

本発明の他の態様によれば、定められた圧力事象に関連する臨床治療薬のプログラム的送達を行う方法及びデバイスが実現される。本発明は、フォーリーカテーテルなどの他の膀胱内デバイス、特許文献６（その開示は参照によりその全体が本明細書に組み込まれている）で説明されているような膀胱内インフューザー、もしくは尿道ステントの端部に加えることで、送達を容易にするか、複数の症状を治療するか、またはいずれかのデバイスの性能を高めることが可能である。例えば、減衰デバイスは、膀胱内インフューザーと組み合わせて動作し、膀胱内の圧力事象に関する薬剤の放出時期を決定することもできる。

本発明の他の態様によれば、圧力変換器及び遠隔測定デバイスを減衰デバイス内に入れることにより外部接続を使用せずに膀胱内圧を測定する傷を付けることのない方法が提示される。これにより、変換器は膀胱内に固定され、変換器を膀胱壁に付着させる必要がなくなる。

図２９は、血管と圧力により連絡するように配置できる他の減衰デバイスを示している。特に、減衰デバイス６６は、血圧を変調または調節するために血管３６０内に埋め込まれているように図に示されている。血管３６０は、圧力波が伝搬し、圧力波が生理学的有効性をもたらすように減衰されうる血管であればどのような血管でもよい。いくつかの用途では、血管３６０は、腸骨動脈と心臓との間の血管である。いくつかの用途では、血管３６０は、患者の脳に血液を運ぶ頸動脈または他の血管である。いくつかの用途では、血管３６０は、患者の脳から血液を運ぶ血管である。いくつかの用途では、血管３６０は、患者の大動脈である。例えば、減衰デバイス６６は、圧力波を調節して、心臓血管系の一部を、上述のような正常なまたは極端な生理学的事象に曝されることにより損傷することから保護することができる。減衰デバイス６６は、平均動脈圧、収縮期圧、拡張期血圧、及び脈圧のうちの少なくとも１つを下げるために使用できる。減衰デバイス６６は、正常なもしくは極端な拍動力または正常なもしくは極端な生理学的事象に曝されたために血管系が損傷するのを防ぐ、例えば、動脈瘤または脳卒中から保護するために使用できる。減衰デバイスは、心臓の壁、または主要動脈内に入れることができる。

図２９及び図２９Ｂは、第１の拡大または平衡状態にある減衰デバイス６６を示している。第１の状態は、デバイスの位置における血管系内の心臓拡張期または拡張期血圧に対応しうる。図２９Ａは、第２の縮小体積状態にある減衰デバイス６６を示している。第２の状態は、生理学的血圧スパイクへの応答として生じる。例えば、第２の状態は、本明細書で説明されているような異常な圧力スパイク、または収縮期による正常な圧力上昇によるものと考えられる。

図２９Ｃ及び図２９Ｄは、いくつかの実施形態において、圧力調整器または減衰デバイス６６’が、中を流れている血液と流体で連絡することなく血管３６０と圧力により連絡するように配置できることを例示している。圧力調整器６６’は、一実施形態では、少なくとも一部は血管３６０のセグメントの外側の回りに配置された細長い管状デバイスである。圧力調整器６６’は、いくつかの実施形態では血管Ａをぐるりと取り囲むことができる。図２９Ｃは、生理学的血圧力スパイクに対する応答として、圧力調整器６６’を圧縮状態に移動できることを例示している。特に、内部体積及びその中に封じ込められている流体は、圧力スパイクに応じて圧縮されうる。図２９Ｄは、生理学的血圧スパイクが存在しない場合に、圧力調整器６６’が膨張状態または弛緩状態に移動することを例示している。図２９Ｃに例示されている圧縮調整器６６’の圧縮状態は、実際に、図２９Ｄに例示されている圧力調整器６６’の膨張状態と比較して血管系内により大きな体積を形成する。図２９Ｄは、拡張期に対応するものなどの、比較的低い圧力条件を例示している。

図２９Ｅ〜図２９Ｇは、患者の血管系内の血圧スパイクを管理するために使用できる埋め込み可能圧力調整器５００を示している。圧力調整器５００は、血管系の外にも埋め込むことができる。圧力調整器５００は、接続ゾーン５０４を含む、少なくとも一端に配置されている細長い物体として構成することができる。近位及び遠位接続ゾーン５０４は、図２９Ｅ〜図２９Ｇに示されているように、それぞれの端部に配置できる。圧力調整器５００は、血管などの、身体内腔内の圧力スパイクを減衰するため少なくとも１つの減衰ゾーン５０８を備えることができる。図２９Ｅ〜図２９Ｇの実施形態では、圧力調整器５００は、他の形状が可能であるけれども、実質的に本質的に管状である１つの減衰ゾーン５０８を備える。減衰ゾーン５０８は、複数の接続ゾーン５０４の間に配置でき、複数の接続ゾーンが用意される。

適当な材料、例えば、ｅＰＴＦＥ、ポリエチレン、シリコーン、ＰＥＥＫ、及び他の類似の好適なポリマー材料を使用して、圧力調整器５００の一部または全部を形成することができる。好ましくは、例えば、減衰ゾーン５０８内の圧力調整器５００は、患者体内に発生しうる圧力の範囲において膨張可能であるように構成される。このような構成は、血管に関する用途に適している壁厚さにおいてこれらの条件の下で膨張可能である適当な材料を選択することにより実現できる。

減衰ゾーン５０８は、比較的大きな圧力が身体部分、例えば、血管内に存在するときに、膨張してより大きな断面積となるように構成されうる。断面積の増大量は、圧力調整器５００の近くにあるか、または遠く離れている血管または他の体内構造に有害な条件が発生する可能性を減じるか、またはそのような条件が発生するのを防ぐために圧力スパイクが生じるときに少なくとも圧力を減衰するのに十分な大きさでなければならない。減衰ゾーン５０８は、ＳＴＰにおける安静時減衰ゾーン５０８の断面積よりも、比較的高い圧力（活性化圧力よりも高い圧力）において少なくとも約５％広い断面積を生じるように構成できる。他の実施形態では、減衰ゾーン５０８は、安静時圧力における減衰ゾーン５０８の断面積よりも、比較的高い圧力（活性化圧力よりも高い圧力）において少なくとも約１０％広い断面積を生じるように構成できる。他の実施形態では、減衰ゾーン５０８は、非膨張減衰ゾーン５０８の断面積よりも、比較的高い圧力（活性化圧力よりも高い圧力）において少なくとも約２０％広い断面積を生じるように構成できる。

減衰ゾーン５０８は、比較的大きな圧力が身体部分、例えば、血管内に存在するときに、第１の安静時体積から第２の膨張体積まで膨張して血液を長さ方向に横切る形で運べるより大きな体積を形成するように構成することができる。血液運搬容量の増大は、血管または他の体内構造に有害な条件が発生する可能性を減じるか、またはそのような条件が発生するのを防ぐために圧力スパイクが生じるときに少なくとも圧力を減衰するのに十分な大きさでなければならない。減衰ゾーン５０８は、比較的高い圧力（活性化圧力よりも高い圧力）において安静状態血液運搬体積の少なくとも約１０５％をもたらすように構成することができる。他の実施形態では、減衰ゾーン５０８は、比較的高い圧力（活性化圧力よりも高い圧力）において安静状態血液運搬体積の少なくとも約１１０％をもたらすように構成することができる。他の実施形態では、減衰ゾーン５０８は、比較的高い圧力スパイクにおいて安静状態血液運搬体積の少なくとも約１２０％をもたらすように構成することができる。

図２９Ｅ〜図２９Ｇの実施形態において、第１の接続ゾーン５０４は、圧力調整器５００の第１の端部５１２上に備えられ、第２の接続ゾーン５０４は、圧力調整器の第２の端部５１６上に備えられる。減衰ゾーン５０８は、実質的に管状、例えば、少なくともその一部分にそって実質的に円形の断面を有するものとすることができる。圧力調整器５００の少なくとも減衰ゾーン５０８は、上述のように、第１の状態と第２の状態との間で減衰ゾーンが移動することを可能にするコンプライアンス性を有する材料を備えることができる。図２９Ｅに例示されている、所定の閾値よりも低い圧力に対応する第１の状態から、図２９Ｆに例示されている、閾値よりも高い圧力に対応する第２の状態への移動は、減衰ゾーン５０８内の圧力減衰器５００の膨張により実行されうる。例えば、図２９Ｅの第１の状態は、収縮期の直前の拡張期の終わりに対応し、図２９Ｆの第２の状態は、収縮期に対応しうる。

圧力調整器５００の少なくとも減衰ゾーン５０８は、シリコーン、ラテックスもしくは他のエラストマー、または弾性を示す複合構造などのコンプライアンス性を有する材料を含むことができる。コンプライアンス性を有する材料は、図２９Ｆに例示されているような第２の状態などの膨張状態から図２９Ｅに例示されているような非膨張状態に移動することにより圧力スパイクの後の圧力低下に対応する材料とすることができる。

図２９Ｈ〜図２９Ｊは、以下で異なる仕方で説明されている点を除き圧力調整器５００と類似の圧力調整器５００’を例示している。圧力調整器５００’は、コンプライアンス性を有する減衰ゾーンを含む管状減衰デバイスとすることができる。圧力調整器５００’は、少なくとも１つの接続ゾーン５０４’を含む。直列形状の場合、接続ゾーン５０４’は、圧力調整器５００’のそれぞれの端部に用意される。接続ゾーン５０４’は、身体導管の一部、例えば、血管と係合させることができる係合特徴５２０’と共に、圧力調整器５００’を血管に固定するように構成することができる。係合特徴５２０’は、一配列において膨張可能構造である。例えば、係合特徴５２０’は、（複数の）接続ゾーンが血管の内面と係合するように膨張させることができる自己膨張可能またはバルーン膨張可能ステントもしくは類似の支持フレームとすることができる。一配列では、係合特徴５２０’は、圧力調整器５００’の第１の端部５１２’と第２の端部５１６’との間に伸びるコンプライアンス性を有する管状部材の内面に配置される。係合特徴５２０’は、必要に応じて圧力調整器５００’を適用し、患者から取り外せるようにいくつかの実施形態において膨張可能で、折り畳み可能な手段とすることができる。血管内の圧力変動に対するデバイス５００’の応答は、圧力調整器５００に関して上で説明されているものと似ている。

図２９Ｋは、本明細書で説明されている圧力調整器、例えば、圧力調整器５００を血管内に継ぎ合わせることができる。限定はしないが縫合を含む任意の方法を使用して継ぎ合わせることができる。例えば、当業で理解されている血管吻合技術により、縫合糸を圧力調整器５００の一方または両方の端部のところで（複数の）接続ゾーン５０４に通し、また圧力調整器が挿入される血管Ａの部分に通すことができる。

図２９Ｌは、血管Ａ内に配備される圧力調整器５００’を示している。圧力調整器５００’は、血管Ａ内に取り付けるために、図２９Ｈ〜図２９Ｊに示されているような膨張可能／折り畳み可能手段を備える。（複数の）接続ゾーン５０４’は、血管Ａの内壁と係合するように膨張させることができる。この技術は、継ぎ合わせの場合に可能なように、血管セグメントを取り外す必要がないという点で有益である。この技術は、血管Ａの一部に比較的コンプライアンス性がある場合に使用することができ、従って、減衰ゾーン５０８’は膨張し、生理学的血圧スパイクを調整することができる。

図２９Ｍは、除去された血管Ａの一部を置き換える上流及び下流の吻合接続を持つ圧力調整器５００’を示している。血管部分は、好適な技術を使用して切断され、及び／または除去されうる。これ以降、第１の端部５１２’は、血管系の上流部分に挿入され、第２の端部５１６’は、血管系の下流部分に挿入されうる。第１の端部５１２’及び第２の端部５１６’が、挿入された後、係合特徴５２０’を膨張させて、圧力調整器の端部を血管系の上流及び下流部分の内面と係合させることができる。吻合は、必要に応じて縫合糸、接着剤、または他の技術で増強することができる。図では、減衰ゾーン５０８’は、膨張状態で示されており、これは、上述のように、圧力を高めることにより生じさせることができる。

図２９Ｎは、腹部大動脈瘤ＡＡＡ内に配備された圧力調整器５００’を例示する、血管の断面略図である。血管の拡大された動脈瘤嚢は、減衰ゾーン５０８’が膨張して圧力を減衰できるスペースを形成する。圧力調整器５００’は、十分なスペースまたは血管のコンプライアンス性が存在し、減衰ゾーン５０８’の膨張及び収縮を行わせることができる場合に、更に他のタイプの動脈瘤に、また他の血管構造に配備することができる。

本明細書で説明されているような減衰デバイスまたは圧力調整器は、心臓の壁内、または壁上などの心臓内、主要な動脈、または心臓の左心耳に配置できる（図３０Ａ及び図３０Ｂを参照）。このような配置をとると、限定はしないが、腎不全、脳卒中、心臓発作、失明を含む心臓血管疾患の危険性を小さくしやすい。図３０Ａを参照すると、一実施形態では、エアセル減衰デバイス６６は、心臓の左心耳に配置される。図３０Ｂを参照すると、一実施形態では、ベロウ型減衰デバイス６６は、左心耳に配置される。

減衰デバイスは、原発性永続的高血圧症の症状を軽減するために心臓の右側もしくはその上、または肺動脈中に配置することができる。減衰デバイスは、更に、大静脈の壁内など、血管系の静脈側に配置するか、または門脈圧亢進症及び／または食道静脈瘤を防ぐために大静脈内にグリーンフィールドフィルタに取り付けることもできる。エアセルなどの減衰デバイスは、血管系内に配置するためにステントに取り付けるか、またはステントを包含するようにできる。

他の実施形態では、減衰デバイスは、中に封じ込められている圧力を変調するために胆嚢内で使用できる。胆嚢内の圧力は、患者の石の形成または痛みの発生など望ましくない事象を引き起こす可能性がある。減衰デバイスは、更に、ＮＧ管の端部上で食道内に配置して痙攣を制限することもできる。図３１を参照すると、減衰デバイス６６は、過敏性腸症候群を治療し、クローン病、筋痙攣、または蠕動運動の結果生じる他の疾患を最小限に抑えるために腸３６４内に配置することができる。

他の実施形態では、減衰デバイスは、眼科の分野において、外傷事象の後治癒進行中に頭蓋顔面組織を支持するために、または急性閉塞隅角緑内障の治療として内部光学的に、使用される。更に他の実施形態では、減衰デバイスは、整形外科の分野において、外傷事象の後に圧力波から保護し、回復中の骨の位置を制御するために、埋め込み可能または外部システムとして使用される。更に他の実施形態では、減衰デバイスは、耳鼻咽喉科の分野において、耳、鼻、及び喉の中、またはその周辺を含む、上顎洞内の圧力波を管理するために使用される。他の実施形態では、減衰デバイスは、例えば、喘息、気管支痙攣などの疾患を治療したり、肺気腫患者の脆弱な肺組織が咳で損傷するのを防ぐなどのために肺の中に入れられる。更に他の実施形態では、減衰デバイスは、例えば、頭部外傷、脳浮腫、脳水腫などの中枢神経系（「ＣＮＳ：Central Nervous System」）問題を防ぐために使用される。ここでは、減衰デバイスは、頭蓋骨の下の硬膜外嚢内に入れることができる。

本発明の一態様によれば、膀胱及び／または他の体内臓器内に配置され、圧力補償のため１つまたは複数の圧縮可能物質を充填されるか、または含むエアセル状減衰デバイスが実現される。それに加えて、プログラム可能能動圧力補償器または発生器は、圧力事象を監視し、所定の方法で応答し、その情報を記録するか、または身体の外にその情報を伝えることが考えられる。それに加えて、信頼できるメンテナンスフリーの治療用送達システムは、腐食性のある、または変形可能な支持マトリックスまたは構成材料、及び／またはプログラム可能もしくは応答可能な弁システムを使用してプログラムにより薬剤を体内臓器に放出するか、または分配するものとして説明される。

本発明の一態様によれば、充填デバイスを通じて減衰デバイスの充填を可能にし、しかも充填デバイスが除去された後に減衰デバイスの収縮及び／または追加の充填に抵抗する弁を有する圧縮可能減衰デバイスが実現される。図３６及び図３７に例示されている一実施形態では、弁８０は、２つの平行溶接部２８１、２８３により２つの相補的表面、つまり外側カバー２８０と下にある層２８４の間の界面のところで形成される。弁８０は、実際には、充填デバイスが除去されたときに折り畳まれた位置に留まる折り畳み可能空気流通路であり、これにより、減衰デバイス６６内の圧力が減衰デバイスのすぐ外の圧力よりも大きい場合に収縮するのを妨げ、外部圧力が減衰デバイス６６内の圧力よりも大きい場合に減衰デバイス６６が更に充填するのを妨げる。外側カバー２８０及び下にある層２８４は、内部減衰デバイス圧力とすぐ外の圧力との間の関係に関係なく、くっついている２つの平坦なシートとして機能する。一実施形態（図に示されていない）では、医療デバイス設計の技術分野において知られている１つまたは複数の接着材料または一般的なロック機構を使用して、充填デバイスの除去後に弁８０を遮断することができる。充填デバイスが入口点８２のところで弁に入ると、減衰デバイスは、限定はしないが、弁８０と減衰デバイス６６の内側との間の界面２８２を含む、入口点８２の内側にあるどれかの点のところで放出され、及び／または充填されうることに留意されたい。本実施形態の弁は、開示が参照によりその全体が本明細書に組み込まれている特許文献１に記載されている開示に従って形成することができる。

図３８に例示されている他の実施形態では、弁８０は、互いに向かい合う２つのダックビル構造を備え、これにより、充填デバイスが除去された後に減衰デバイスの収縮及び／または追加の充填に抵抗している間に充填デバイスを通じて減衰デバイスの充填が可能になる。弁８０は、一般に、管状壁８１を備え、これは、流路２９８と連絡する開口８２を有する。弁は、管状壁８１に取り付けられた第１及び第２のダックビル弁リーフレット８６、８８、２９０、２９２の２セットを有する。膨張媒質源を取り除いた後、リーフレット８６及び８８の自然なバイアスと組み合わせた減衰デバイス６６内の膨張媒質により、リーフレットは接合し、これにより、膨張媒質の流出流が流路８３を通るのを防ぐ。それに加えて、リーフレット２９０及び２９２の自然なバイアスにより、リーフレットは接合し、これにより、媒質の流入が更に進むことが妨げられる。管の内部セクション２９４は、減衰デバイスの内部圧力に等しい圧力を有するが、外部部分または流路２９８はすぐ外の圧力に等しい圧力を有することに留意されたい。管の中央または中立セクション２９６は、管状壁とリーフレット８６、８８、２９０、２９２により定められた２つの反対向きのダックビル構造とにより定められている。

本発明の他の態様によれば、第１の収縮した形状から第２の少なくとも部分的に膨張した形状に膨張することができる埋め込み可能な自己膨張圧力減衰デバイスが実現される。さまざまな変形可能な媒質を使用することで、収縮した形状から少なくとも部分的に膨張した形状に減衰デバイスの筐体を膨張させることができる。

図４７Ａ〜図４７Ｃを参照すると、一実施形態では、変形可能な媒質は、第１の反応物質４３２及び第２の反応物質４３４を含む。ここで、埋め込み可能な自己膨張圧力減衰デバイス４３０（第１の収縮した形状で示されている）は、一般に、第１の反応物質４３２及び第２の反応物質４３４を含み、これらは互いに物理的に隔てられている。第１の反応物質４３２が第２の反応物質４３４に接触すると、減衰デバイス４３０内で化学反応が生じ、これにより、減衰デバイス４３０が少なくとも部分的に膨張した形状に変形する（図には示されていない）。

図４７Ａを参照すると、一実施形態では、第１の反応物質４３２は、減衰デバイス４３０内に完全に含まれ、その中で自由に動けるバルーンまたは容器４３６内に収められる。容器４３６は、一般に、反応物４３２、４３４に対し不浸透性であり、当業者に知られている適当な材料を含むことができる。容器４３６に対し材料が適しているかどうかは、反応物質４３２、４３４の化学特性による。図４７Ｂに例示されている他の実施形態では、反応物質４３２、４３４は、壁４３８により減衰デバイス４３０内で区画に分けて隔てられる。壁４３８は、一般に、反応物４３２、４３４に対し不浸透性であり、当業者に知られている適当な材料を含むことができる。壁４３８に対し材料が適しているかどうかは、反応物質４３２、４３４の化学特性による。図４７Ｃに示されている更に他の実施形態では、減衰デバイス４３０は、ひだ４４０を有する。ひだ４４０は、反応物質４３２、４３４を隔て、これにより、膨張／拡張反応が、ユーザーによって望まれ引き起こされるまで生じるのを抑制する。更に他の実施形態（図に示されていない）では、反応物質４３２、４３４は、当業者に知られている、剥がしてまた貼り直せる接着、折り畳み、及び／または類似の手段により減衰デバイス４３０内で隔てられる。

一実施形態では、変形可能な媒質は、ガス生成成分を含む。さまざまな組成が、本発明によるガスの発生に使用されうる。組成の一クラスとして、二酸化炭素を発生する塩基と酸の組み合わせがある。酸と塩基は、乾燥形態で組み合わされ、水中で共溶解されたときのみよく反応する。好適な塩基の例は、水溶性炭酸塩及び重炭酸塩であり、その非限定的な例は、重炭酸ナトリウム、熱処理重炭酸ナトリウム、炭酸ナトリウム、炭酸マグネシウム、炭酸カリウム、及び炭酸アンモニウムである。好適な酸の非限定的な例は、クエン酸、酒石酸、酢酸、及びフマル酸である。現在好ましい組成の１つは、重炭酸ナトリウムとクエン酸との乾燥混合物である。複数の酸成分または塩基成分を含む組成も使用することができる。

ガス発生は、例えば、流体との接触、温度変化、点火、ｐＨ変化など、さまざまな方法で開始されうる。一実施形態では、発生するガスの量は、エアセルを通して散逸される体積の大きさに比例し、これにより、ガス発生物質が尽きるまで一定体積デバイスとすることができる。

ガス発生量及びガス発生速度は、例えば、反応材料または反応物質の量、構造内に取り込まれたガスの量、または水中の化学物質の一方または両方の溶解度などのいくつかの因子により制御されうる。ウィックアンドタブレットシステムを備える一実施形態では、ウィックによりタブレットに送達される利用可能な水は、限られた量の反応物質と結果として得られる（複数の）反応生成物のみを溶解する。従って、反応は、限られた量の利用可能な水の中での化学物質の溶解度により制限される。そのため水送達速度が反応速度を制御する。水１００グラム当たりの好適な反応化学物質の溶解度のいくつかの例は、重炭酸ナトリウム、約１０ｇ、クエン酸、約２００ｇ、酒石酸、約２０ｇ、及びフマル酸、約０．７ｇである。ウィックを通すことで溶解度が限られ水送達速度が限られるため、注入デバイスの使用前または使用中に酸と塩基を分離しておく必要がなくなる。

更に、触媒、他の化学種、または反応の副産物の１つが、反応を伝搬し、その速度を高めることができることは理解される。重炭酸ナトリウムとクエン酸の場合、副産物は、二酸化炭素、クエン酸ナトリウム、及び水である。極少量の水、例えば０．１ｍｌから０．５ｍｌの水を使用して、炭酸ナトリウムとクエン酸を溶解することにより反応を開始することができる。反応中に水が生成されるため、反応物すべてが尽きるまで反応速度が高まる。

製造を補助するものとして、（複数の）不活性剤を反応物質組成に添加して、タブレット形成プロセスを補助し、使用中及び使用後にタブレットが原形を保つようにすることが望ましいと思われる。好適なタブレット形成補助手段の実施例は、限定はしないが、ポリビニルピロリドン及び無水第二リン酸カルシウムを含み、これは、Edward Medell Co.（米国ニュージャージー州パターソン）によりEMCOMPRESS（登録商標）として販売されている。タブレット形成補助手段は、性能を失うことなくいくつかの組成について排除することができる。このような組成の１つは、重炭酸ナトリウムとクエン酸との混合物である。

酸素または他のガスを発生する化学組成も使用できる。水の存在下で酸素を発生する組成は、開示の全体が参照により本明細書に組み込まれている特許文献７において開示されている。水をそのようなタブレット内にウィッキングする制御された速度、及び成分の限られた溶解度は、上で説明されているシステムにおける二酸化炭素の場合と同様に酸素放出速度を制御することができる。

他の実施形態では、変形可能な媒質は、過酸化物及び／または超酸化物化学系を含む。いくつかの実施形態では、ガスは、過酸化物または超酸化物の水溶液を、過酸化物または超酸化物を、酸素ガスを含む分解生成物に分解する作用を促進する酵素または触媒を含む吸収タブレット内に引き込むことにより生成される。他の実施形態では、固体過酸化物または超酸化物は、タブレット内に組み込むことができ、酸素発生は過酸化物または超酸化物と水との接触により開始する。例えば、過酸化水素は、水と酸素に分解し、液体の注入が完了した後も危険な反応生成物はいっさい生じない。例えば、過酸化リチウム、過酸化ナトリウム、過酸化マグネシウム、過酸化カルシウム、及び過酸化亜鉛などの金属過酸化物は、水と反応して、金属水酸化物と過酸化水素を発生し、次いで過酸化水素は水と酸素に分解する。例えば、超酸化ナトリウム、超酸化カリウム、超酸化ルビジウム、超酸化セシウム、超酸化カルシウム、超酸化テトラメチルアンモニウムなどの超酸化物は、水と反応して、金属水酸化物と酸素を直に発生する。過酸化水素自体の発生は、特に好ましいことに留意されたい。

一実施形態では、好適なタブレットは、ウィッキング作用を促進する水吸収物質、及び酵素または触媒が使用されるシステムでは酵素または触媒を含む。この目的のために使用される水吸収剤の例として、高吸水性樹脂、再構成セルロース系材料、圧縮ゼオライト粉末（Ｔｙｐｅｓ １３Ｘ及び４Ａ、両方とも不活性）などがある。

好適な酵素の一例は、カタラーゼである。凍結乾燥カタラーゼが、一般的には好ましい。分解に有効な触媒は、例えば、アルミナ、活性炭などの表面積の広い物質上に堆積された金属を含む。好適な触媒の例は、白金、パラジウム、銀などを含む。

過酸化水素を分解するために酵素または触媒ではなく化学反応物質も使用できる。このような反応物質の例は、限定はしないが、過マンガン酸カリウム、水酸化ナトリウムなどを含む。但し、過マンガン酸カリウムと水酸化ナトリウムには安全性の問題が関連していることに留意されたい。

酵素と触媒について、酵素は使い捨てシステムの場合に費用効果が高い。しかし、再利用可能なシステムでは、触媒の方が一般に好ましい。過酸化水素システムを触媒と併用する著しい利点の１つは、タブレットを乾燥させ、更に過酸化水素溶液を水貯蔵容器に加えることによりシステムを再生できることにある。そのため、このタイプのシステムにおける再生は、吸着ガスを必要とするシステムに対する吸収タブレットの再生に比べて容易である。

他の実施形態では、変形できる媒質は、ガスを発生して流体を注入ポンプから押し出すために効果的に使用される化学反応物質を含む。二酸化炭素を発生するために、反応後ガスを発生する２つまたはそれ以上の反応化学物質が混合される。好ましくは、反応物質の一方は液体形態で用意される、つまり、液体化学物質、溶液などの形で用意され、反応物質の他方は、固体で用意される。液体または固体のいずれかが、複数の反応化学物質を含むことができる。しかし、好ましい一実施形態では、液体と固体のそれぞれが、活性種を１つだけ含む。

二酸化炭素は、一般に、低濃度ではきわめて不活性であり、安全である。しかし、他のガスも、比較的不活性で安全であれば使用可能である。以下の説明のために、二酸化炭素が生成されると仮定する。上述のように、ガスを発生するには、少なくとも２つの反応物質を接触させる。参照しやすくするために、本明細書では、反応物質を第１の反応物質及び第２の反応物質または固体反応物質及び液体反応物質と呼び、反応物質の特定の集まりを反応物質セットと呼ぶ。

第１の反応物質：
好ましくは、第１の反応物質は、炭酸塩及び重炭酸塩、特に第Ｉ族及び第ＩＩ族金属の炭酸塩及び重炭酸塩（「炭酸塩」）からなる群から選択される。例えば、一実施形態では、好ましい炭酸塩は、重炭酸ナトリウム、炭酸ナトリウム、炭酸マグネシウム、及び炭酸カルシウムを含む。しかし、重炭酸ナトリウム、炭酸ナトリウム、及び炭酸カルシウムは、非常に好ましく、炭酸ナトリウム（またはソーダ灰）が最も好ましい。炭酸ナトリウムの望ましい特徴の１つは、消毒が容易であることである。例えば、炭酸ナトリウムは、オートクレーブ法などを使って熱により殺菌できる。これが好ましいのは、本発明で使用する注入デバイスは、人間が使用することを目的として設計されており、患者に接触することが予想されようとされまいとすべてのコンポーネントが確実に殺菌されるようにするのが安全だからである。熱、エチレン暴露、または電離放射線への暴露で殺菌可能な他の反応物質も、等しく有用である。

炭酸塩は、固体反応物質として使用することも、また溶液中に溶解して液体反応物質を形成することもできる。好ましい一実施形態では、炭酸塩は、固体として使用される。これを選択した理由は、炭酸塩がすべて固体であり、一部水中にやや溶けにくいだけであるという点である。

第２の反応物質：
第２の反応物質は、好ましくは酸である。好ましくは、酸は、酸、酸無水物、及び酸性塩からなる群から選択される。好ましくは、第２の反応化学物質は、クエン酸、酢酸、無水酢酸、または重硫酸ナトリウムである。通常、第２の反応物質は、液体反応物として使用される。しかし、例えば、クエン酸と重硫酸ナトリウムの場合、第２の反応物質も、固体反応物質であってよい。しかしながら、第２の反応物質は、一般に、第１の反応物質に比べて水に溶けやすく、従って、液体反応物質を形成するために使用される。

反応物質セット：
反応物セットは、さまざまな考慮事項に基づいたものである。例えば、第１及び第２の反応物質の溶解度は、どの反応物質を固体または液体反応物質として使用すべきかを決定するものとして考えられる。更に、反応の生成物とその溶解度も考えられる。生成物はＣＯ_２ガスと可溶性不活性化合物であるのが好ましい。これらの因子が考慮された後、適切な反応物質セットを構成することができる。例えば、一実施形態では、表Ｉに示されているような反応セットが好ましい。

更に詳細な内容は、特許文献８及び特許文献９に記載されている。これらの特許は両方とも、参照により本明細書に組み込まれており、本明細書の一部をなす。

他の実施形態では、ガスを発生する方法は、糖類または多孔質分子篩中に加圧ガスを取り込むことである。一般に、ガスは、構造が流体と接触すると遊離される。

本発明の他の態様によれば、例えば、膀胱などの治療部位に埋め込み可能自己膨張圧力減衰デバイス４３０を送達するための方法が提示される。図４８Ａ〜図４８Ｄを参照すると、一実施形態では、送達システム４５０は、二叉送達ツール４５２及び送達カニューレ４５４を備える。ツール４５２は、フォーク形状になっており、外に伸長させ、カニューレ４５４内に引っ込めることができる。例示されているように、ツール４５２の分岐は、デバイス４３０を絞るか、または挟むように間隔があけられており、これにより、減衰デバイス４３０の第１の部分４４４を第２の部分４４６から隔て、これにより、第１の反応物４３２を第２の反応物質４３４から隔てる。反応物質４３２、４３４は、互いに接触しないため、デバイスはその収縮状態に留まり、これにより、減衰デバイス４３０を例えば膀胱などの治療部位に送達する手順が容易になる。図４８Ｂ及び図４８Ｃに示されている一実施形態では、収縮した減衰デバイスの第１及び第２の部分４４４、４４６はツール４５２の軸にそってそれ自体に巻き付き、これにより、減衰デバイス４３０の体積が最小になり、これにより、減衰デバイス４３０を治療部位に送達するのが簡単になる。

本発明の他の態様によれば、膀胱の動的コンプライアンス及び／または収縮性を改善するための方法が提示される。

組織学：
膀胱の粘膜は、移行上皮からなる。その下に、大半が結合及び弾性組織から形成されたよく発達した粘膜下層がある。図４０Ａ及び図４０Ｂを参照すると、膀胱壁の結合及び弾性組織は、一般に、粘膜３９４、エラスチン３９６、コラーゲン３９８、及び筋肉４００を含む。

図４０Ａを参照すると、大半の組織の場合のように、コラーゲン３９８は、膀胱壁内でコイル状に巻かれた、または複雑な螺旋状物質として配列される。コラーゲン３９８それ自体は弾性（膨張性）が非常に高いわけではないが、コイル状に巻かれた形状では、コラーゲン線維束を膨らませることができる。この繊維束が伸ばされると（図４０Ｂを参照）、解かれたコラーゲンの長さは、限られたサイズになる。この時点では、数本のロープのストランドの複数のねじりに似た形で、張りは急速に高まるということである。ねじられると、組み合わされたストランドが短くなる。組み合わされたストランドは、個々のストランドを引き伸ばすことなくねじりを解いて長くできる。他の組織の場合のように、患者が年を取るにつれ、エラスチン３９６はコラーゲン３９８に転換してゆき、膀胱６３のコンプライアンスを下げる。粘膜下層の外部に、排尿筋４００があり、これは、ランダムに縦方向の円形の螺旋状に配列された滑らかな筋繊維の混合体からなる。

生理学：
膀胱の機能は、上述の膀胱６３の層のそれぞれから関わる機能を含む。時間と共に膀胱の特性を理解する一方法は、一実施形態では膀胱６３の適度にゆっくりとした連続的充填により生成される膀胱内圧測定図を評価することである。図４１は、典型的な膀胱内圧測定図を例示している。最初に、フェーズＩ ４０２において、膀胱６３が空である場合、弾性要素は引き伸ばされない。ここでは、膀胱は、折り畳まれた状態であり、壁内の材料はどれも膨張していない。従って、壁内には張りはなく、膀胱内の圧力は比較的低い。フェーズＩＩ ４０４では、流体が膀胱を満たしてゆくにつれ、壁が広がり、弾性構造が伸び始める。次に、ある程度の張りが出て、膀胱圧力が上昇する。膀胱の充填が続き、弾性張力が増し続けると、半径も大きくなる。形状に関するラプラスの法則（Ｐ＝２Ｔ／Ｒ）から、圧力が一定を保つのに、張力と半径との割合は一定のままでなければならないことに留意されたい。フェーズＩＩＩ ４０６では、膀胱容量に到達すると、コラーゲン及び／または弾性の低い材料は、広がり、それ自体応力を受ける。弾性率は、この時点までの応力においてエラスチン、及び他の要素の場合と比べて小さいため、壁張力は、すぐに高くなり、膀胱流体圧力は急に上昇する。体積または半径が少し増えると、圧力が急激に変化する。この伸びが生じたときに、伸びに対応する応答として膀胱からの求心性インパルスが著しい周波数で発生し始めると神経学的因子が適用される。

治療的有用性、膀胱の動的コンプライアンスの改善方法、膀胱の収縮性の改善方法：
Solace, Inc.による実証に基づき、５日から１８０日の期間にわたる膀胱壁への高頻度の反復性損傷を除去することで、膀胱の動的コンプライアンスが高まり、失禁の症状が軽減されると信じられているが、そのために、エラスチン繊維の伸びを排除／軽減すること、エラスチン繊維のコラーゲンへの転換を低減すること、膀胱壁の「伸ばされた」筋肉が短くなるようにし、それによりコンプライアンス及び膀胱壁収縮性を改善すること、骨盤底及び結合組織に加えられる圧力を除去し、保持及び治癒を可能にし、尿道抵抗を高めること、減衰デバイスを膀胱内に入れて、膀胱頸部及び膀胱壁に受動的抵抗を持たせ、筋肉を強化することを行う。これら及び他の治療的有用性は、約３０日から約１年間まで持続しうる。減衰及び／または膀胱コンプライアンスの改善の更なる利点の１つとして、採尿時の流れの改善がある（つまり、膀胱内の圧力を「平滑化する」ことにより排尿時の流れを改善する方法）。腹圧Ｐ_ａｂｄの上昇の結果生じる腹部緊張、従って膀胱内圧の増大は、正常排尿時に利用されることは多くなく、また通常、排尿発生時に排尿筋収縮ほど効率的でもない。しかし、排尿筋収縮が弱いか、または存在しない場合、腹部緊張は、排尿の唯一利用可能な手段であり、次いで最重要なものとなりうる。

排尿筋圧は、それだけでは、排尿筋収縮の強さの尺度にならない。十分に収縮する排尿筋は、高い排尿筋圧と低い流量を発生するか、または低い圧力と高い流量を発生しうる。発生する圧力と発生する流量との間のトレードオフの関係は、収縮する筋肉に特徴的な力／速度関係から生じる。その結果、動的膀胱コンプライアンスの低い患者の場合、流れているときの圧力変化は、流量を著しく減少させうる。弱い排尿筋収縮を有する患者、及び／または膀胱からの強制的排尿のため「いきむ（bear down）」患者の場合、これは「Val Salva voiders」とも呼ばれるが、排尿時に膀胱内に大きな圧力変動があり、その結果、流量が減少する。減衰デバイスを介してこれらの患者内の圧力を減衰することにより、流れの改善が得られる。

減衰及び／または膀胱コンプライアンスの改善の他の利点としては、尿道閉鎖圧の改善が挙げられる。腹部圧力の変化は、直接的機械的作用により近位において、膀胱内圧だけでなく尿道にも影響を及ぼす。その結果、緊張時または咳をして腹部圧力が上昇した場合、上述の尿道内圧も上昇する。従って、最大尿道閉鎖圧は、減少せず、いっそう増大しうる。これは、応力がかかっているときに漏出に対する自然な防御機構となる。このプロセスは、膀胱内の膀胱内圧の減衰により高められ、尿道は腹圧の上昇に完全に曝される。

減衰及び／または膀胱コンプライアンスの改善の他の利点としては、前立腺肥大症（ＢＰＨ：benign prostatic hypertrophy）の症状の改善が挙げられる。前立腺が拡大すると、流量は減少し、残留体積が増える。低流量の症状は、増大した膀胱内圧が膀胱壁のコンプライアンスの減少を引き起こすと高まり、膀胱筋肉が長くなり、エラスチンが最も重大な場合にコラーゲンに転換し、膀胱が前立腺の制約された開口部に尿を「押し」通すことがなおいっそう困難になる。このカスケードが続くと、前立腺肥大症の症状が大きくなる。減衰デバイスを膀胱内に入れると、流れを改善し、膀胱壁のコンプライアンスを高め、膀胱壁に対する高圧損傷を除去し、膀胱壁筋肉を短くし、すべて膀胱が尿を尿道及び前立腺により効果的に「押し」通せるようにすることによりＢＰＨの症状が緩和される。一実施形態では、膀胱内の減衰デバイスは、圧力上昇に応答して体積を可逆的に縮小することで膀胱内の圧力増大を減衰することによりＢＰＨの症状を緩和する。例えば、一実施形態では、減衰デバイスは、その体積を少なくとも５％だけ減らす。他の実施形態では、減衰デバイスは、その体積を少なくとも１０％だけ減らす。更に他の実施形態では、減衰デバイスは、その体積を少なくとも２５％だけ減らす。

形状を合わせやすいデバイス：
患者は、異物が全部または一部、膀胱または膀胱頸部内にあるときに、一般に痛みと刺激を感じる。図４２を参照すると、この痛みは、膀胱または膀胱頸部が折り畳まれて、たぶん膀胱のひだ内にある異物４０８上に載るときに生じ、デバイス上の焦点により膀胱壁に圧力が加わると、痛み及び刺激を生じる。この痛みは、典型的には、患者が横向き姿勢のときに激しい。

図４３を参照すると、膀胱がデバイス上に折り畳まれたときに（膀胱及び膀胱頸部内に全部または一部）膀胱及び膀胱頸部の痛み及び刺激をなくすために、減衰デバイス４１０の形状が膀胱壁に合うように変化して、膀胱壁と接触する減衰デバイスの表面積が最大になり、可能な限り広い膀胱壁の表面領域上に圧力を散逸させ、それにより、外傷、痛み、または刺激を膀胱に与える焦点を防ぐようになっている。一実施形態では、減衰デバイスは、圧縮可能壁を有し、その結果、デバイス内の媒質（例えば、ガス）が膀胱壁内のひだから外に出て外傷を減らすことができる形状を合わせやすいデバイスが得られる。このような減衰デバイス４１０の実施例は、限定はしないが、体積３０ｃｃを保持することができる容器内に空気１５ｃｃを入れた減衰デバイス、膨張可能固定バルーンを有するフォーリーカテーテルまたは他のカテーテル、薬物送達インフューザー、Ｊ字型ステントなどを含む。

図３９Ａ〜図３９Ｄは、さまざまな減衰デバイス気積を有する減衰（つまり、減圧）を例示している。これらのグラフのデータは、ベンチトップ膀胱シミュレーションプログラムを使用して生成された。ここでは、最大スパイク圧力は、２．０ｐｓｉである。スパイク事象持続時間は、約４０ミリ秒であり、これは、咳またはくしゃみの事象の持続時間にほぼ等しい。図３９Ａを参照すると、試験は、合成尿を満たした２５０ｍｌの堅いプラスチック容器で実施された。２．０ｐｓｉの調整圧力が、制御されたソレノイド弁を介して容器内に導入された。圧力変換器が、圧力上昇を検出した。ここでは、容器圧力４２２が２．０ｐｓｉに達する圧力上昇時間（Ｔｒ）は、約４０ミリ秒であった。図３９Ｂを参照すると、類似の試験が、２５０ｍｌの堅いプラスチック容器で実施された。ここで、１５ｍｌの空気を充填した減衰デバイスが、合成尿で満たされた容器内に置かれた。ここでは、容器圧力４２４が２．０ｐｓｉに達する時間Ｔｒは、約１９５ミリ秒であった。従って、減衰デバイスにより、上昇時間は４．８×だけ遅くなった。スパイク事象において（つまり、時間が４０ミリ秒に等しくなったとき）、容器内の圧力は０．７ｐｓｉ（２ｐｓｉに対し）に達し、その結果、圧力対基準の６５％減となった。図３９Ｃを参照すると、類似の試験が実施されており、唯一の違いは減衰デバイスが２５ｍｌの空気を充填されていることであった。ここでは、容器圧力４２６が２．０ｐｓｉに達する時間Ｔｒは、約２９０ミリ秒であった。従って、減衰デバイスにより、上昇時間は７．２５×だけ遅くなった。スパイク事象において（つまり、時間が４０ミリ秒に等しくなったとき）、容器内の圧力は０．５ｐｓｉ（２ｐｓｉに対し）に達し、その結果、圧力対基準の７５％減となった。図３９Ｄを参照すると、類似の試験が実施されており、唯一の違いは減衰デバイスが３０ｍｌの空気を充填されていることであった。ここでは、容器圧力４２８が２．０ｐｓｉに達する時間Ｔｒは、約３４０ミリ秒であった。従って、減衰デバイスにより、上昇時間は８．５×だけ遅くなった。スパイク事象において（つまり、時間が４０ミリ秒に等しくなったとき）、容器内の圧力は０．４ｐｓｉ（２ｐｓｉに対し）に達し、その結果、圧力対基準の８０％減となった。

図４４Ａ〜図４４Ｄは、ベンチトップ膀胱シミュレータにより生成される圧力対時間の曲線を示している。図４４Ａは、減衰デバイスなしの基準圧力−時間曲線を示している。図４４Ｂは、１５ｃｃの気積を有する減衰デバイスの場合の圧力−時間曲線を示している。図４４Ｃは、２５ｃｃの気積を有する減衰デバイスの場合の圧力−時間曲線を示している。図４４Ｄは、３０ｃｃの気積を有する減衰デバイスの場合の圧力−時間曲線を示している。

尿漏出圧を測定するアルゴリズム：
患者尿漏出圧の典型的な測定は、膀胱内及び直腸内の圧力カテーテルを使用して行われる。患者は、腹部及び骨盤筋（バルサルバ）を締め付けて、膀胱にかかる外部圧力を高める。漏出が発生していると試験管理者が目視で認識したときに、ボタンが押され、直近の圧力データ点が記録される。今日使用されている典型的な尿流動態機器では、毎秒２〜３５個のデータ点を測定する。漏出が発生した時点及び漏出が試験管理者に明白なものとなった時点からの時間遅延、及び漏出が発生したときに圧力が減少するという事実が与えられた場合、尿漏出圧を測定するより正確な方法の一実施形態は、毎秒１０００ｐｔｓの速度で圧力を測定すること、及び前の５／３／２／１秒を見るように、また医師が「ｌｅａｋ」ボタン（つまり、漏出を確認または検出した後に医師が押すコンピュータ上の、またはコンピュータと通信するボタン）を押したときにピーク発生圧力を調べるようにコンピュータをプログラムまたは設定することを伴う。

本発明の他の態様によれば、蒸気圧が高い１つまたは複数の低透過性ガス及び／または流体を減衰デバイス内に導入することにより膀胱内の圧力変化を減衰させる方法が提示されている。低い透過性ガスほど、また高い蒸気圧ガスまたは流体ほど、通常は、それぞれ、空気または水に比べて高い密度を有する。尿中のガスまたは流体の溶解度は、一般的には非常に低い。図４９を参照すると、本明細書で説明されている例示的な実施形態は、１つの高い蒸気圧ガスまたは流体を有する減衰デバイスを示している。しかし、減衰デバイス６６は、１つまたは複数の高い蒸気圧媒質（つまり、ガス及び／または流体、またはその組み合わせ）を備えることができることが理解される。身体の外では、大気圧（Ｐ_ａ）は、空気分圧（Ｐ_Ａｉｒ）に等しい。膀胱内の圧力（Ｐ_ｂ）は、ほぼＰ_ａに等しいが、実際には、Ｐ_ｂはＰ_ａよりも少し高い。例えば、Ｐ_ａが１４．７ｐｓｉまたは１ａｔｍである場合、Ｐ_ｂは、約１４．８５ｐｓｉ（つまり、１４．７ｐｓｉ＋０．１５ｐｓｉ）とすることができる。通常は、個人の膀胱４６８の壁４６６から皮膚４６２の外側の周囲外気４６０に移動する身体の組織４６４内にはＰ_ｂからＰ_ａへの圧力勾配がある。Ｐ_ｂがＰ_ａよりも高い場合、圧力勾配の結果、ガスは個人の体内、例えば、膀胱内から個人の皮膚４６２内の細孔を通して外へ移動する。減衰デバイス（Ｐ_Ｔ）内（つまり、減衰デバイス６６の外壁４７０内）の全圧は、高蒸気圧ガスまたは流体（Ｐ_ＨＤ）及びＰ_Ａｉｒの分圧または蒸気圧の総和に等しい。

図４９を参照すると、一実施形態では、減衰デバイス６６は外壁４７０及び一般的に外壁４７０を通して低透過性である高蒸気圧ガスまたは流体を備える。一実施形態では、壁４７０は、高蒸気圧媒質に対しては低透過性であり、空気に対しては中から高の透過性であることを特徴とする、例えば、ポリウレタンなどの材料を含む。好適な高蒸気圧媒質の例は、限定はしないが、六フッ化硫黄ヘキサフルオロエタン、ペルフルオロプロパン、ペルフルオロブタン、ペルフルオロペンタン、ペルフルオロヘキサン、ペルフルオロヘプタン、ペルフルオロオクタン、ペルフルオロデカリン、オクタペルフルオロプロパン、デカペルフルオロ−ｎ−ブタン、ペルフルオロオクチルブロマイドからペルフルオロペルヒドロフェナントレンまでのペルフルオロカーボン、及びヘプタフルオロプロパン及びテトラフルオロエタンのよう吸入器高圧ガスを含む。

続けて図４９を参照すると、空気は、膀胱内の尿中に溶解されている。上で説明されているように、Ｐ_ｂは、Ｐ_Ａｉｒよりも少し大きく、ここでは、Ｐ_Ｔ＝Ｐ_ｂ＝Ｐ_ＨＤ＋Ｐ_Ａｉｒである。一実施形態では、減衰デバイス６６の材料ではより高い蒸気圧のガスをデバイス６６に浸透させることができない場合、尿中の空気の分圧が減衰デバイス内の空気の分圧に一致するまで減衰デバイス内に空気が追い込まれる。他の実施形態では、蒸気圧（Ｐ_ＨＤ）が膀胱圧よりも高く、減衰デバイスを通る透過率が低い高蒸気圧流体が減衰デバイス６６に入れられた場合、空気は、空気の分圧が減衰デバイス６６及び尿中で等しくなるまでデバイス６６内に追い込まれる。流体の貯蔵容器を減衰デバイス６６内に置くと、Ｐ_ｂが減少したときにより多くの蒸気が蒸発することができ、Ｐ_ｂが増大したときに蒸気は凝結し、これにより、一定圧力システムができあがる。

一実施形態では、平均Ｐ_ｂが知られている場合、空気の透過は許容するが、選択された高蒸気圧ガスまたは流体／蒸気の透過は許さない、例えば、シリコーン、ポリウレタン、またはそれらの誘導体などの一般的にはぴんと張られ、堅い構造の壁材料を使用することによって一定体積システムが実現される。ここで、減衰デバイス６６は、膀胱内に収縮するように配置される。空気とより高い蒸気圧のガスまたは流体の混合気が、Ｐ_ＨＤが膀胱の平均圧力（Ｐ_ｂ）から大気圧（Ｐ_ａ）を引いた圧力に一致するように減衰デバイス６６内に注入される。より高い蒸気圧のガスまたは流体／蒸気が減衰デバイス壁を通して失われることがない場合、減衰デバイス内の空気の分圧が尿中の空気の分圧に一致するときに平衡点に達する。減衰デバイス６６内のガスの体積が減衰デバイスの壁上の張りをなくす場合、蒸気またはより高い蒸気圧のガスもしくは蒸気の分圧は、平均膀胱圧から大気圧を引いた値に等しく、減少デバイス内の空気の分圧が尿中の空気分圧に等しい。

膀胱内の圧力は、典型的には、０〜２ｐｓｉの範囲であり、個人のライフスタイルに応じて変わることに留意されたい。一定圧力システムを含む、一実施形態では、減衰デバイス６６の壁は、膀胱内の圧力変動による体積変化を制御する張力を与えるように設計することができる。例えば、一実施形態では、減衰デバイス６６が０．１５ｐｓｉの平均膀胱圧と一致するように設計されたが、個人の膀胱圧が高い場合、空気の分圧が減衰デバイスと尿との間で平衡するまで空気が減衰デバイス６６から追い出されるか、または減衰デバイスからすべての空気が追い出される。膀胱圧が低かった場合、減衰デバイスの壁が張っている結果として、空気の内部分圧が空気の膀胱分圧と等しくなるまで空気が減衰デバイス内に送り込まれる。

図５０Ａ及び図５０Ｃは、身体導管及び減衰ゾーン６０８に接続するための接続ゾーン６０４を備える圧力調整器または減衰デバイス６００を例示している。接続ゾーン６０４は、心臓血管系と圧力で連絡するか、または心血管系の近くに配置されるように構成される。例えば、接続ゾーン６０４は、心臓血管系に縫合または他の何らかの形で貼り付けることができる。減衰ゾーンは、コンプライアンス性を有する材料またはコンプライアンス性を有するように構成された体積可変構造を備えることができる。圧力調整器６００は、血管内に開口部または入口を形成する場合も形成しない場合も血管Ａに結合することができる。

図５０Ａは、拡張期などの比較的低圧のフェーズで接続ゾーン６０４及び血管壁の対応する開口部を通じて血管と流体により連絡する圧力調整器６００を示している。図５０Ｃは、比較的高圧のフェーズ、例えば、収縮期またはランダムな高圧事象における圧力調整器６００を示している。

図５０Ｂ及び図５０Ｄは、患者体内に埋め込み可能な他の圧力調整器６２０を例示している。圧力調整器６２０は、第１の端部６２８及び第２の端部６３２において接続部分を備えることができる接続ゾーン６２４を備える。減衰ゾーン６３６は、第１の端部６２８と第２の端部６３２との間に配置することができる。減衰ゾーン６３６は、上で説明されているようなコンプライアンス性を有する材料で形成することができる。接続ゾーン６２４は、第１の位置６４０及び第２の位置６４４のところで心臓血管系に貼り付けることができる。圧力調整器６２０は、血管Ａ内に１つまたは複数の入口または開口部を形成する場合も形成しない場合も貼り付けることができる。

図５０Ｂは、拡張期などの比較的低圧のフェーズにおいて圧力調整器減衰６２０を示している。図５０Ｄは、比較的高圧のフェーズ、例えば、収縮期またはランダムな高圧事象における圧力調整器減衰６２０を示している。

図５０Ｃに例示されている実施形態では、接続ゾーン６０４は、側面吻合を介して患者血管に取り付けられ、膨張可能貯蔵容器または減衰ゾーン６０８に直接至るものとして例示されている。しかし、減衰ゾーン６０８は、患者血管への接続部から離れた場所に配置することができる。例えば、減衰ゾーンは、減衰器のアクセス点及び所望の位置に応じて、患者血管アクセス点から少なくとも約２ｃｍ、いくつかの実施形態では、少なくとも約１０ｃｍ、望ましい場合には、少なくとも約２０ｃｍのところにあってもよい。例えば、アクセス点は、大動脈、鎖骨下動脈、上腕動脈、頸動脈、または血管系内の他の地点に配置することができる。血管アクセス点は、鎖骨の付近、腹部、または望ましい他の場所に配置できる、離れている減衰器に皮下から伸びる細長い柔軟な管状体により減衰器と流体で連絡しうる。細長い柔軟な管状体は、血管アクセス点を減衰器に接続する圧力路としてよい。圧力路は、非圧縮性液体（例えば、食塩水）または二酸化炭素もしくは空気などの圧縮性ガスなどのさまざまな媒質で満たすことができる。

同様に、図５０Ｄの実施形態は、減衰器の位置から離れている第１の地点と第２の地点のところで血管系に接続されうる。第１及び第２の付着点は、図５０Ｄに例示されているように、同じ親血管に接続されうる。それとは別に、圧力調整器６２０は、第１の血管と第２の血管との間のシャントとして機能するように接続されうる。第１及び第２の血管は、同じ動脈上の２つの位置でもよいし、異なる動脈へ向かってもよいし、動脈と静脈でもよい。静脈間シャントも、本発明の直列減衰器を使って実現することもできるが、純粋に静脈側の圧力減衰は、心血管系の動脈側に比べてあまりふつうのことでない場合がある。圧力減衰動脈血管シャントは、本明細書の開示に照らし当業者には明らかなように、頭蓋内血管系、冠状動脈血管系、及び末梢血管系など、身体内のさまざまな位置において利用することができる。

図５１Ａ〜図５１Ｂは、圧力調整器６８０の他の実施形態を示している。圧力調整器６８０は、一部は体腔または血管内に、また一部は体腔または血管の外に配置される減衰ゾーンまたはデバイス６８４を備える。圧力調整器６８０は、一部は体内で、一部は身体の外で適用することができる。部分的に埋め込まれたデバイスは、一時的または永続的に使用することも可能である。一時的用途では、カテーテルなどの細長い手段上に減衰器を装着すると都合がよいと思われる。一時的システムは、収縮期血圧がすぐに下げられなければならない場合に高血圧性クリーゼなどの臨床シナリオにおいて有益であると思われる。

図５１Ａ〜図５１Ｂは、一部は心臓血管系内に、一部は心臓血管系の外部にある圧力調整器を示している。図５１Ａは、圧力調整器６８０は、拡大できる第１の部分６８４及びこれも拡大することができる第２の部分６８８を備えることを示している。第１の部分６８４は、流体を入れておくことができる空洞を備えることができる。第２の部分６８８は、更に、流体を入れておくことができる空洞を備えることもできる。好ましい一実施形態では、流体流路６７２が用意され、第１の部分６８４の空洞と第２の部分６８８の空洞との間で流体を運ぶ。圧力調整器６８０は、好ましくは、圧力調整器６８０が配置されている空洞または血管内に比較的低い圧力が存在している場合に流体の少なくとも一部が第１の部分６８４の第１の空洞内に送り込まれるように構成される。このような条件は、図５１Ａに例示されており、拡張期に対応することが可能である。圧力調整器６８０は、好ましくは、更に、圧力調整器６８０が配置されている空洞または血管内に比較的高い圧力が存在している場合に流体の少なくとも一部が第２の部分６８８の第２の空洞内に送り込まれるように構成される。このような条件は、図５１Ｂに例示されており、収縮期に対応することが可能である。

一般的に流体を第１の部分６８４に関連する空洞内に送り込む一技術では、第１の部分６８４と第２の部分６８８の壁厚を制御する。特に、第１の部分６８４に比較的薄い壁を備えることにより、第１の部分は、圧力調整器６８０内の流体の圧力の下で膨張することができる。これは、外部条件の変化がない場合に流体を第１の部分６８４に送り込む傾向を有する。他の配列では、第１の部分６８４は、第２の部分６８８に比べてコンプライアンス性が高い材料を含むことができ、圧力調整器６８０が静止しているときに流体を第１の部分に送り込む傾向を持つ。

好ましくは、筐体は、第２の部分６８８を囲むように用意され、外力の結果として第２の部分６８８の圧縮を妨げる。前の実施形態のように、流体流路６７２では、望ましい限り、血管系内の第１の部分６８４を位置決めするために使用される血管アクセス点と無関係に身体内の位置、または身体に隣接する位置に第２の部分６８８の位置決めをすることができる。

本発明のいくつかの実施形態についてこうして説明したが、さまざまな変更形態、修正形態、及び改善は、当業者には明白なことであろう。このような改変形態、変更形態、及び改善は、本発明の精神及び範囲内にあることが意図されている。従って、前述の説明は、例であり、限定することは意図されていない。それに加えて、限定はしないが、ガス充填及び機械式であることを含むさまざまな圧力減衰器について説明した。しかし、特定の圧力で相が変化する媒質を充填されたデバイスなど、他の減衰圧力減衰デバイスを使用することができる。それに加えて、前述の説明及び／または図に現れる寸法は、例であることが意図されており、本明細書で説明されている本発明の範囲に対する制限として解釈すべきではない。

高血圧症を患っている成人アメリカ人の人数の推定値を例示する図である。 年齢と共に増大する高血圧症の頻度の推定値を例示する図である。 高血圧症に関連する心臓血管疾患の一部を例示する図である。 心臓拍動サイクルに応答する患者の血管系内の圧力を例示する図である。 血圧、左心室体積出力、及び１心臓拍動サイクルのＥＣＧ出力を例示する図である。 動脈などの生物組織に対するコンプライアンス曲線を例示する図である。 高いコンプライアンス及び低いコンプライアンスを有する大動脈内の体積変化と圧力の変化との関係を例示する図である。 正常排尿時に最大尿道内圧を超える膀胱内を例示する図である。 ノンコンプライアンス膀胱内の最大尿道内圧を超える膀胱内圧を例示する図である。 緊張性尿失禁時の最大尿道内圧を超える膀胱内圧スパイクを例示する図である。 バージョンＡは、咳誘発切迫性または頻発性における膀胱内圧と排尿筋圧との間の関係を例示する図、バージョンＢは、非咳誘発切迫性または頻発性における膀胱内圧と排尿筋圧との間の関係を例示する図である。 本発明の一態様による膨張可能減衰デバイスの平面略図である。 図５の減衰デバイスの側断面図である。 本発明の一態様により減衰デバイスを配備するための送達システムの側面略図である。 本発明の一実施形態の側面略図である。 図６の直線６Ｂ−６Ｂにそった断面図である。 減衰デバイスの弁内で係合する送達システムの充填管の部分略図である。 充填管が弁から近位に収縮されている状態の図７Ａに示されているような部分略図である。 減衰デバイスの弁構造の詳細を例示する図である。 本発明による膨張可能減衰デバイスの異なる弁構造を例示する略図である。 本発明による膨張可能減衰デバイスの異なる弁構造を例示する略図である。 本発明による膨張可能減衰デバイスの異なる弁構造を例示する略図である。 本発明による膨張可能減衰デバイスの異なる弁構造を例示する略図である。 本発明による膨張可能減衰デバイスの異なる弁構造を例示する略図である。 膀胱内に経尿道的に配置されている、図６の送達システムの略図である。 減衰デバイスが膨張している状態の、図９と同様の略図である。 膀胱内に経尿道的に配置されている、本発明による送達システムの一実施形態の略図である。 図１１の送達システムの一実施形態の断面図である。 本発明の一態様による減衰デバイス除去システムの側面略図である。 本発明の一実施形態によるドーナツ形減衰デバイスの略図である。 図１３の減衰デバイスの一実施形態の側断面図である。 中に一体型バッフルが入っている、図１３と同様のドーナツ形減衰デバイスの略図である。 図１４の減衰デバイスの一実施形態の側断面図である。 圧力波面の統一された進行を妨げる減衰デバイスの略図である。 本発明によるさまざまな膨張可能減衰デバイスの略図である。 本発明によるさまざまな膨張可能減衰デバイスの略図である。 本発明によるさまざまな膨張可能減衰デバイスの略図である。 本発明によるさまざまな膨張可能減衰デバイスの略図である。 膨張形状のベロウ型機械式減衰デバイスの側面略図である。 圧力スパイクを減衰させる圧縮形状をとる、図１７Ａの減衰デバイスの側面略図である。 血管内に配備された膨張形状のベロウ型機械式減衰デバイスの側面略図である。 血管中の圧力スパイクを減衰させる圧縮形状をとる、図１７Ｃの減衰デバイスの側面略図である。 ベロウが広げられた状態の血管の近くの、容器内の図１７Ａの減衰デバイスの側面図である。 圧力スパイクを減衰させる圧縮形状をとるベロウ付きの、図１７Ｅの減衰デバイスの側面略図である。 自己膨張グラフトタイプ機械式減衰デバイスの側面略図である。 本発明の他の態様による多室型減衰デバイスの側面略図である。 膀胱内の滞留を確実なものとする配備の向きの、図１９Ａの多室型減衰デバイスの略図である。 上部に配置可能なバルーン弁を有する、膨張可能バルーン型減衰デバイスの側面略図である。 送達または除去システムの遠位端に揃えられている、図２０の減衰デバイスの斜視略図である。 充填または排出配向の弁を例示する、送達または除去システムの遠位端、及び減衰デバイス上の弁の近位端を通る部分断面図である。 封止配向の弁を示す、図２２と同様の部分断面図である。 外部テザーが取り付けられ、減衰デバイスが中にあることを示す、膀胱の断面図である。 一次圧縮可能コンポーネントが膀胱内に配置され、二次膨張可能コンポーネントが尿道内に配置される２コンポーネント減衰デバイスを示す、膀胱の断面略図である。 腹圧の上昇に応じた一次減衰デバイスの圧縮、及び二次膨張可能コンポーネントの対応する膨張を例示する、図２５と同様の断面略図である。 図２５Ａの膨張可能コンポーネントの拡大部分略図である。 二次バルーン圧力と比較した膀胱内圧を示す圧力曲線である。 本発明による埋め込み型減衰デバイスが存在することが膀胱内圧に及ぼす影響を例示する図である。 膀胱壁に固定された減衰デバイスを示す、膀胱の断面略図である。 膀胱、及び本発明による動的コンプライアンス測定カテーテルの経尿道配置を示す断面略図である。 中に配備されている減衰デバイスを示す、血管の断面略図である。 中に減衰デバイスが配備されており、その減衰デバイスが血管内の圧力スパイクを減衰させる圧縮形状であることを例示する、血管の断面略図である。 血管内の圧力スパイクを減衰させた後に膨張形状に戻る中の減衰デバイスを例示する、血管の断面略図である。 圧力スパイクを減衰させる圧縮形状をとり、血管の近くにある減衰デバイスを例示する、血管の断面略図である。 減衰デバイスが血管の近くにあり、このデバイスが圧力スパイクを減衰させた後膨張状態に戻ること例示する、血管の断面略図である。 比較的低い圧力条件に対応しうる、圧縮形状をとる、折り畳まれた状態の減衰デバイスの断面略図である。 圧力スパイクを減衰させるのに好適な形状に膨張させられた減衰デバイスの断面略図である。 圧力スパイクを減衰させた後に圧縮構造形態に折り畳まれるときの減衰デバイスの断面略図である。 膨張可能／折り畳み可能取り付け構造に装着された減衰デバイスの断面略図である。 膨張可能／折り畳み可能取り付け構造に装着された、膨張形状になっている減衰デバイスの断面略図である。 膨張可能／折り畳み可能取り付け構造に装着された、圧縮形状に戻るときの減衰デバイスの断面略図である。 血管内に直列に吻合された減衰デバイスを例示する、血管の断面略図である。 血管内に配備された膨張可能な支えに装着された減衰デバイスを例示する、血管の断面略図である。 血管の取り除かれた部分を置き換える圧力調整器を例示する、血管の断面略図である。 腹部大動脈瘤内に配備された圧力調整器を例示する、血管の断面略図である。 中に減衰デバイスが配備されている、心臓の左心耳の断面略図である。 左心耳内に配置されているベロウ型減衰デバイスを示す、３０Ａと同様の断面略図である。 結腸内に配置された管状減衰デバイスの断面略図である。 ダックビル弁設計を使用する膨張可能減衰デバイスの平面略図である。 図３２Ａのダックビル弁をクローズアップした図である。 リング弁設計を使用する膨張可能減衰デバイスの平面略図である。 フィル／プラグ設計を使用する膨張可能減衰デバイスの平面略図である。 ドーム形弁設計を使用する膨張可能減衰デバイスの平面略図である。 本発明の一態様による減衰デバイス用の送達システムの一実施形態の側面略図である。 減衰デバイスが露出され、駆出された状態の減衰デバイス用の送達システムの一実施形態の側面略図である。 本発明の一態様による減衰デバイス用の送達システムの一実施形態の側面略図である。 鞘が近くにスライドし、減衰デバイスが露出している状態の図３５Ａの膨張可能減衰デバイスの側面図である。 媒質の減衰デバイスへの流入及び／または減衰デバイスからの流出を防止する弁を備える膨張可能減衰デバイスの平面略図である。 図３６の直線２８８−２８８にそった断面図である。 媒質が両方向に流れるのを防止する２つのダックビル構造を備える弁の平面略図である。 さまざまな減衰デバイス気積に対する減衰／減圧と時間との関係を示すグラフである。 さまざまな減衰デバイス気積に対する減衰／減圧と時間との関係を示すグラフである。 さまざまな減衰デバイス気積に対する減衰／減圧と時間との関係を示すグラフである。 さまざまな減衰デバイス気積に対する減衰／減圧と時間との関係を示すグラフである。 膀胱の粘膜下層内の結合及び弾性組織を例示する図である。 膀胱の粘膜下層内の結合及び弾性組織を例示する図である。 典型的な膀胱内圧測定図である。 部分的に折り畳まれた膀胱を示す側断面図である。 部分的に折り畳まれた膀胱を示す側断面図である。 ベンチトップ膀胱シミュレータにより生成される圧力と時間との関係を示す曲線の図である。 ベンチトップ膀胱シミュレータにより生成される圧力と時間との関係を示す曲線の図である。 ベンチトップ膀胱シミュレータにより生成される圧力と時間との関係を示す曲線の図である。 ベンチトップ膀胱シミュレータにより生成される圧力と時間との関係を示す曲線の図である。 蓄圧器の一実施形態の略図である。 単純な蓄圧器の略図である。 埋め込み可能な自己膨張型減衰デバイスの一実施形態の断面略図である。 埋め込み可能な自己膨張型減衰デバイスの一実施形態の断面略図である。 埋め込み可能な自己膨張型減衰デバイスの一実施形態の断面略図である。 本発明の一態様による埋め込み可能な自己膨張型減衰デバイスを配備するための送達システムの側面略図である。 図４８Ａの直線４４２−４４２にそった断面図である。 埋め込み可能な自己膨張型減衰デバイスの一実施形態の断面略図である。 本発明の一態様による埋め込み可能な自己膨張型減衰デバイスを配備するための送達システムの立面略図である。 本発明の一態様による高蒸気圧媒質を使用する減衰デバイスの略図である。 血管と流体により連絡し、折り畳まれた状態になっている減衰デバイスを例示する、血管の断面略図である。 血管と複数の圧力点で連絡する血管の近くにある減衰デバイスを例示する、血管の断面略図である。 膨張状態にある血管の近くにある、図５０Ａの減衰デバイスを例示する、血管の断面略図である。 血管の近くにあり、膨張状態になっている、図５０Ｂの減衰デバイスを例示する、血管の断面略図である。 デバイスの一部が膨張した血管内にある状態の、部分的に血管内にあり、部分的に血管の外に出ている減衰デバイスを例示する、血管の断面略図である。 デバイスの一部が圧力スパイクを減衰させる圧縮形状をとる、部分的に血管内にあり、部分的に血管の外に出ている図５１Ａの減衰デバイスを例示する、血管の断面略図である。

符号の説明

Ａ 血管
４０ 送達システム
４２ 細長い管状体
４４ 近位端
４６ 遠位端
４７ ストッパー面
４８ 中央内腔
５０ 充填管（外径０．０５０インチ）
５２ 管状体
５４ 近位端
５６ 近位ハブ
５８ 遠位端
６０ 膨張内腔
６１ 分岐
６２ 制御装置
６４ 膨張源
６５ 共通流路
６６ 減衰デバイス
６６’ 圧力調整器
６７ 減衰デバイス
６８ 膨張可能容器
６９ 恥骨
７０ 柔軟な壁
７２ 内部空洞
７４ 第１のコンポーネント
７６ 第２のコンポーネント
７８ 継ぎ目
８０ 弁
８１ 管状壁
８２ 開口
８３ 流路
８４ 閉鎖部材
８６，８８ 第１及び第２のダックビル弁のリーフレット
９０，９２ 横方向エッジ
９４，９６ 接合エッジ
１００ 第２の壁
１０２ 第１のエッジ
１０４ 第２のエッジ
１０６ 遠位端
１０８ 補強管
１１０ 環状封止リング
１５０ 除去システム
１５２ 細長い管状体
１５４ 近位端
１５６ 遠位端
１５８ Ｙ字型アダプタ
１６０ 制御装置
１６２ 親指輪
１６４ 一対の指輪
１６６ 取り出しループ
１６８ 収縮管
１６９ 遠位先端
１７０ 標準ルアーアダプタ
１７２ 制御装置
１８０ 減衰デバイス
１８２ 内側継ぎ目
１８４ 中央領域
１８６ バッフル
１９０ 開口
１９２ 拡散前波面
１９４ 拡散後波面
１９６ 支持
２００ ベロウ形減衰デバイス
２０２ 膜
２０３ 減衰ゾーン
２０６ 容器
２１０ 機械式減衰デバイス
２１２ 圧縮可能管状壁
２１４，２１６ 閉鎖端
２１８ 自己膨張管状フレーム
２２９ 膨張可能バルーン
２３０ 減衰デバイス
２３２ 弁
２３４ 位置決め要素、弁アクチュエータ
２３６，２３８ 反対極性の磁石
２４０ カテーテル
２４２ 内腔
２４９ ブッシング
２５０ フィル／プラグ
２５６ 膨張チャネル
２５８ 貫通穴
２８０ 外側カバー
２８１，２８３ 平行溶接部
２８２ 界面
２８４ 層
２９０，２９２ ダックビル弁リーフレット
２９４ 管の内部セクション
２９８ 流路
３００ 蓄圧器
３０２ 弁
３０４ 流れ
３０６ 空気室
３０８ 主パイプライン
３１０ 液体
３１２ 血管
３１４ ガス
３１６ ガス体積
３２０ 膀胱内圧
３２２ 尿道内圧
３２４ 最大尿道内圧
３２６ スパイク
３２８ 咳事象
３３０ 排尿筋圧
３３２ 安全テザー
３３４ 軽量ペンダント
３３６ 一次減衰デバイス
３３８ 二次デバイス
３４０ 流体的な接続
３４２ 圧縮力（Ｆ_ｃｏｍｐ）
３４４ 入口力（Ｆ_{ｉｎｇｒｅｓｓ}）
３４６ 出口力（Ｆ_{ｅｇｒｅｓｓ}）
３４８ 膀胱内圧
３５０ 二次デバイス圧力
３５２ 膀胱内圧
３５４ 膀胱内圧
３５６ 膀胱壁
３５８ 経尿道的に配置された動的コンプライアンス測定カテーテル
３６０ 血管
３６４ 腸
３７０ 送達システム
３７２ 内側鞘
３７４ スライド可能外側鞘
３７６ 開口部
３７８ 傷を付けない先端
３８０ 減衰デバイス
３８２ 膨張管
３８４ 傾斜台
３８６ 減衰デバイス格納管
３８８ スリット
３９４ 粘膜
３９６ エラスチン
３９８ コラーゲン
４００ 筋肉
４０２ フェーズＩ
４１０ 減衰デバイス
４２２ 容器圧力
４２４ 容器圧力
４２６ 容器圧力
４２８ 容器圧力
４３０ 埋め込み可能な自己膨張圧力減衰デバイス
４３２ 第１の反応物質
４３４ 第２の反応物質
４３６ 容器
４３８ 壁
４４０ ひだ
４４４ 第１の部分
４４６ 第２の部分
４５０ 送達システム
４５２ 二叉送達ツール
４５４ 送達カニューレ
４６０ 周囲外気
４６２ 皮膚
４６４ 組織
４６６ 壁
４６８ 膀胱
４７０ 外壁
５００ 埋め込み可能圧力調整器
５００’ 圧力調整器
５０４ 接続ゾーン
５０４’ 接続ゾーン
５０８ 減衰ゾーン
５１２ 第１の端部
５１６ 第２の端部
５２０’ 係合特徴
６００ 減衰デバイス
６０４ 接続ゾーン
６０８ 減衰ゾーン
６２０ 圧力調整器
６２４ 接続ゾーン
６２８ 第１の端部
６３２ 第２の端部
６３６ 減衰ゾーン
６７２ 流体流路
６８０ 圧力調整器
６８４ 減衰ゾーンまたはデバイス
６８４ 第１の部分
６８８ 第２の部分
７００ 減衰デバイス

Claims (7)

1. 埋め込み可能血圧調整器であって、
   身体導管に接続するための少なくとも１つの接続ゾーンと、
   生理学的圧力スパイクに応答して第１の状態から第２の状態に移動可能である減衰ゾーンと、
   を備え、
   前記第１の状態から前記第２の状態への移動が、前記身体導管内の圧力のレベルを下げる埋め込み可能血圧調整器。
2. 前記第２の状態と比べて前記第１の状態にあるときに、前記減衰ゾーンが、身体導管内の大きい体積を占有する請求項１に記載の埋め込み可能血圧調整器。
3. 前記減衰ゾーンは膨張可能材料を含み、前記減衰ゾーンの断面積は、前記第１の状態にあるときに比べて前記第２の状態にあるときの方が大きい請求項１に記載の埋め込み可能血圧調整器。
4. 更に、上流の血管セグメントと結合されるように構成された第１の付着ゾーンと、下流の血管セグメントと結合されるように構成された第２の付着ゾーンと、を備える請求項１に記載の埋め込み可能血圧調整器。
5. 患者を治療する方法であって、
   体積可変構造を備えるステップと、
   血管内の圧力スパイクに応答して前記構造の体積が第１の体積から第２の体積に縮小され、前記圧力スパイクの大きさを低減するように、前記体積可変構造を前記患者の血管系と圧力で連絡するようにするステップと、
   を含む方法。
6. 患者を治療する方法であって、
   第１及び第２の端部を有する導管とそれらの間に配置された減衰ゾーンとを備えるステップと、
   血管中の圧力スパイクに応答して第１の体積から第２の体積に膨張するように前記減衰ゾーンを構成するステップと、
   前記導管の前記第１及び第２の端部の少なくとも一方を前記患者の血管系に結合するステップと、
   を含む方法。
7. 前記第１及び第２の端部は、前記患者の血管系の上流及び下流部分と結合される請求項６に記載の方法。

Images