JP2009512521A - 放射線不透過性生体吸収性オクルダ - Google Patents

放射線不透過性生体吸収性オクルダ Download PDF

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Abstract

【課題】本発明は、心房中隔欠損（ＡＳＤ）または卵円孔開存（ＰＦＯ）などの生体欠陥用オクルダを提供する。
【解決手段】オクルダは、少なくとも部分的に放射線不透過性生体吸収性材料で形成される。いくつかの実施形態では、オクルダは、各側に支柱を生成するように切削されたチューブから形成される。力を加えると、支柱が変形してループになる。放射線不透過性生体吸収性材料は、生体適合性放射線不透過性材料と生体吸収性材料の混合物である。いくつかの実施形態では、放射線不透過性材料は、約１．２ｃｍ２／ｇｍより大きい質量減衰係数および／または約９ｃｍ−１より大きい線減衰係数を有することができる。いくつかの実施形態では、放射線不透過性材料はタングステンである。いくつかの実施形態では、生体吸収性材料は、約３００，０００より大きい分子量を有することができる。いくつかの実施形態では、生体吸収性材料はポリマーである。
【選択図】図２D

Description

[0001] 本出願は、２００５年１０月２４日出願の米国仮特許出願第６０／７２９，５４９号についての優先権を主張し、その開示は参照により全体を本明細書に組み込むものとする。
[0002] 本発明は、概して、心房中隔欠損、卵円孔開存、および他の中隔および血管欠損などの身体的異常を閉鎖する閉塞器具に関する。本発明は、また、このような器具または他の医療インプラントを放射線不透過性にすることに関する。
[0003] 図１に示す卵円孔開存（ＰＦＯ）は、心臓１０の右心房１１と左心房１３の間の壁にある持続的で一方向の、通常、フラップ状の開口部である。左心房（ＬＡ）の内圧は一般的に、右心房（ＲＡ）の内圧より高いので、フラップは通常、閉じたままである。しかし、特定の状態では、右心房内圧が左心房内圧を超えて、血液が右心房１１から左心房１３へと通過し、血栓が体循環に入る可能性が生じる。この状況を解決することが望ましい。
[0004] 卵円孔は、子宮内に胎児を妊娠している場合に、所望の目的を果たす。血液は、発達中の肺ではなく、臍帯を通って酸素投与されるので、胎児心臓の循環系によって血液は、右から左への短絡のために生理学的導管として、卵円孔を通って流れることができる。誕生後、肺循環の確立とともに、左心房の血流および内圧が増加する結果、卵円孔が機能的に閉鎖する。この機能的閉鎖の後、組織の２つの重なる層、すなわち１次中隔１４および２次中隔１６が解剖学的に閉鎖する。しかし、大人の一部にＰＦＯが残っていることが示されている。
[0005] ＰＦＯの存在は、一般的に、健康な大人の治療の結果ではないと考えられている。ＰＦＯが存在し、虚血性発作を引き起こす別の原因が特定されない発作または一過性脳虚血発作（ＴＩＡ）を患った患者の診断では、ＰＦＯを介した奇異性塞栓症が考慮される。現在は、原因と結果の関係に決定的証拠はないが、多くの研究は、ＰＦＯの存在と奇異性塞栓症または発作の間に強力な関連があることを確認している。さらに、脳血管事象を有するＰＦＯの患者には、将来、脳血管性事象の再発の危険が高まるという有意な証拠がある。
[0006] したがって、このように危険が高まった患者には、塞栓性事象が再発する危険を減少させるために、予防的治療が考えられる。これらの患者は通常、経口抗凝固薬で治療され、これは潜在的に、出血、血腫、および他の様々な医薬品との相互作用などの有害な副作用がある。これらの医薬品を使用すると、人の回復を変化させ、人の日常の生活パターンを調節する必要が生じる。
[0007] 抗凝固薬の禁忌が示される場合など、特定のケースでは、手術が必要になるか、またはＰＦＯを閉じることが望ましいことがある。手術は、通常、２次中隔を１次中隔に取り付けることによって閉じたＰＦＯを縫合することを含む。このような縫合による取り付けは、断続的または連続的な縫合を使用して遂行され、外科医が直接切開により視覚化してＰＦＯを閉じる一般的な方法である。
[0008] 場合によっては、ＰＦＯを閉じるために、当初は心房中隔欠損（ＡＳＤ）を経皮的に閉鎖するために開発された包括的器具および様々な他の類似の機械的閉鎖器具が使用されている。これらの器具によって、患者は潜在的に、抗凝固治療に往々にして伴う副作用、および侵襲的手術の危険を回避することができる。しかし、ＡＳＤ用に設計された包括的器具などは、ＰＦＯ閉鎖器具として使用するのに最適ではない。
[0009] 現在入手可能な中隔閉鎖器具は、技術的に複雑な植え込み手順などの欠点がある。さらに、血栓、構成要素の破損、伝導系の障害、心組織の穿孔、および残留物の漏れにより、些細ではない合併症がある。多くの器具は、高い中隔輪郭を有し、大きい質量の異物を含み、これは器具に対する身体の好ましくない適応につながる。ＡＳＤ器具は、穴を閉塞するために設計されているので、多くは、ＰＦＯのフラップ状の解剖学的構造に対する解剖学的順応性に欠けている。したがって、ＰＦＯを閉じるためにＡＳＤ器具を挿入する場合は、狭い開口部および薄いフラップが、適切な展開に対する妨害物を形成することがある。閉塞性シールが形成される場合でも、器具を心臓内である角度で展開し、いくつかの構成要素を不安定な状態で中隔に配置させたままにし、血行力学的障害による血栓の形成という危険を冒すことがある。最後に、製造が複雑な中隔閉塞器具もあり、その結果、製品の性能が一定しないことがある。
[0010] 中隔欠損閉鎖器具は、組織の成長および欠損の治癒を促進することができる。永久的なインプラントが必要ないことがある。生体吸収性材料は、経時的に非毒性材料に分解し、体組織に吸収されるので、中隔閉鎖器具などの植え込み可能な器具の有用な材料になり得る。したがって、身体は、免疫反応または炎症反応を抑制するために長期間の投薬をせずに、インプラントを受け入れることができる。体組織は、生体吸収性材料を「通して」成長することさえできる。また、これらの材料は、一部は材料の性質によって決定される既知の期間にわたって分解するので、最終的に、器具は身体に完全に吸収される。器具が体内に吸収されるので、カテーテルまたは侵襲的手術による取り出し措置が不要である。
[0011] 器具を経皮的に（例えば、カテーテルにより）植え込む場合は、Ｘ線透視またはＸ線などの何らかの技術で、器具の配置および位置を観察できることが重要である。生体吸収性材料は、通常、放射線透過性であり、Ｘ線透視またはＸ線を使用して容易に見ることができない。この特徴によって、生体吸収性材料で作成した器具の植え込みは困難になる。何故なら、器具の位置を正確に決定することができないからである。植え込み中にＸ線透視またはＸ線で器具の位置を見ることができるように、生体吸収性インプラントを部分的に放射線不透過性にする（すなわち、Ｘ線透視またはＸ線で見えるようにする）いくつかの技術が知られている。
[0012] 器具をＸ線透視で見えるようにする１つの技術は、器具の所定の位置に小さい放射線不透過性マーカ「バンド」を取り付けることを含む。マーカバンドを器具に適用すると、目に見える放射線不透過性マーカバンドの位置および方向に基づき、器具の位置および方向を推測することができる。したがって、Ｘ線透視およびＸ線機器の誘導で、器具を送出し、患者の体内の所望の植え込み部位に対する器具の位置を監視して、その適切な方向、位置および／または展開を確保することができる。放射線不透過性マーカバンドは、通常、金属で作成される。多くの金属が放射線不透過性の特性を有するからである。
[0013] 放射線不透過性マーカ「バンド」を有する器具も、可視性が限られることがある。特に、マーカバンドを組み込んだ器具のＸ線撮影での可視性は、マーカバンド自体の指定された領域に制限される。上述したように、マーカバンドを器具に配置した場合、送出部位における器具の位置は、器具を実際に見るのではなく、マーカバンドに対する推測によってのみ知られる。これらの状態で、体内に器具を配置するには、放射線不透過性区域の限られた観察に基づいて、器具を位置合わせする必要がある。
[0014] 生体吸収性器具とともに（非生体吸収性）金属の放射線不透過性マーカバンドを使用すると、他の潜在的問題が生じることがある。器具の生体吸収性部分が吸収された後、マーカバンドが後に残り、通常、周囲の組織に埋め込まれ、体内に異物を残す。さらに、身体が金属物を異物として認識し、免疫反応または長期的な炎症で応答する。このような応答は、医療インプラントの有用性に悪影響を及ぼすことがある。
[0015] マーカバンドの代わりに、またはマーカバンドに加えて、硫酸バリウムなどの放射線不透過性物質を放射線不透過性でない材料と混合して、放射線不透過性混合物を形成することができる。この物質は通常、放射線不透過性ではない材料にある程度の放射線不透過性を提供し、それによってこのような放射線不透過性の混合物で作成した器具をＸ線透視で見えるようにすることが可能である。一般的に、混合物に追加する放射線不透過性物質が多いほど、高い放射線不透過性を達成することができる。
[0016] 放射線不透過性物質を生体吸収性材料に添加すると、設計上の考慮や難問が生じる。１つのこのような考慮事項は、身体が、炎症反応、毒性を生成するのとは異なり、放射線不透過性物質を安全に処理、例えば、分解、吸収および／または排出できるか、または肝臓などの器官で収集できるか、ということである。
[0017] さらに、身体が放射線不透過性物質を安全に処理できる場合でも、放射線不透過性物質を放射線不透過性ではない材料に添加すると、放射線不透過性ではない材料の機械的および／または熱的特性を変化させる。放射線不透過性ではない材料の粘度、最大応力、モジュラス、伸び、およびガラス転移温度は全て、放射線不透過性物質の存在によって大きく変化することがある。
[0018] したがって、Ｘ線透視およびＸ線で見ることができ、身体が安全に処理することもできる改良型の放射線不透過性中隔欠損閉鎖器具が必要である。
[0019] 本発明は、従来技術の中隔閉鎖器具の異常および他の欠点に対応するように設計されている。
[0020] １つの態様では、本発明は、脈管構造を通して体内に導入すべき生体欠陥用オクルダを提供する。本発明の１つの態様では、オクルダは、生体吸収性材料と放射線不透過性材料の混合物で作成した放射線不透過性生体吸収性材料で形成された構造的部材を含む。特定の実施形態では、放射線不透過性生体吸収性材料は、５００ミクロンと７５０ミクロンの間の厚さを有する。特定の実施形態では、放射線不透過性材料は、約９ｃｍ−１より大きい線減衰係数を有し、放射線不透過性生体吸収性材料は、重量で約２０パーセントから約３５パーセントの放射線不透過性材料、および好ましくは重量で２０パーセントから３５パーセントの放射線不透過性材料を含む。
[0021] 特定の実施形態では、生体吸収性材料は、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される。特定の実施形態では、放射線不透過性材料は、粉末の形態のタングステンである。特定の実施形態では、タングステン粉末は、約０．５ミクロンから約２．０ミクロンの範囲の粒子サイズを有する。
[0022] 本発明の別の態様では、生体欠陥用オクルダの構造的部材は、放射線不透過性生体吸収性材料で作成される。材料は、３００，０００以上の分子量を有する生体吸収性ポリマーと放射線不透過物質との混合物であることが好ましい。いくつかの実施形態によると、放射線不透過性物質は、約９ｃｍ−１より大きい線減衰係数を有する。いくつかの実施形態によると、放射線不透過性材料は、約１．２ｃｍ２／ｇｍより大きい質量減衰係数を有する。
[0023] 少なくともいくつかの実施形態によると、器具はチューブから形成される。いくつかの実施形態によると、オクルダは、協働して欠陥を閉じる近位側および遠位側を有し、近位側および遠位側の少なくとも一方は、生体吸収性放射線不透過性材料で作成した構造的部材によって形成された花弁を含む。いくつかの実施形態によると、オクルダは、さらに、オクルダに取り付けられた組織骨格を含む。
[0024] いくつかの実施形態によると、生体吸収性材料は生体吸収性ポリマーである。いくつかの実施形態によると、生体吸収性ポリマーは、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される。
[0025] いくつかの実施形態によると、放射線不透過性材料は、粉末の形態のタングステンである。いくつかの実施形態によると、タングステン粉末は、約０．５ミクロンと約２．０ミクロンの間、好ましくは０．５ミクロンと２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する。いくつかの実施形態によると、放射線不透過性生体吸収性材料のタングステンの重量パーセントは、約２０重量パーセントと３５重量パーセントの間の範囲である。
[0026] いくつかの実施形態によると、放射線不透過性生体吸収性材料は、５００ミクロンと７５０ミクロンの間の厚さを有する。
[0027] いくつかの実施形態によると、オクルダは、チューブが送出構成から展開構成に変化した場合に花弁を形成するスリットがあるチューブから作成される。いくつかの実施形態によると、オクルダは、協働して欠陥を閉じる近位側および遠位側を有し、近位側は近位花弁を含み、遠位側は遠位花弁を含む。いくつかの実施形態によると、オクルダは、さらに、遠位花弁および近位花弁の少なくとも一方に取り付けられた組織骨格を備える。特定の実施形態では、オクルダは、卵円孔開存（ＰＦＯ）オクルダである。いくつかの実施形態では、チューブは本質的に、放射線不透過性生体吸収性材料で構成される。
[0028] いくつかの実施形態によると、生体吸収性材料は生体吸収性ポリマーである。いくつかの実施形態によると、生体吸収性ポリマーは、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される。
[0029] いくつかの実施形態によると、放射線不透過性材料は、粉末の形態のタングステンである。いくつかの実施形態によると、タングステン粉末は、約０．５ミクロンと約２．０ミクロンの間、好ましくは０．５ミクロンと２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する。いくつかの実施形態によると、放射線不透過性生体吸収性材料のタングステンの重量パーセントは、約２０重量パーセントと３５重量パーセントの間の範囲である。
[0030] いくつかの実施形態によると、放射線不透過性生体吸収性材料は、５００ミクロンと７５０ミクロンの間の厚さを有する。
[0031] 本発明の別の態様は、身体の脈管構造に挿入することによって、放射線不透過性生体吸収性オクルダを植え込むことを含む。本発明の１つの態様は、オクルダを設けるステップと、本質的に放射線不透過性生体吸収性材料で構成された構造的部材を有するステップとを含む生体欠陥用オクルダを植え込む方法を含む。放射線不透過性生体吸収性材料は、生体吸収性材料と放射線不透過性材料の混合物を含む。生体吸収性材料は、少なくとも約３００，０００の分子量を有し、放射線不透過性材料は、約９ｃｍ−１より大きい線減衰係数を有する。オクルダは、カテーテルを使用して被検者に挿入され、器具の位置および方向は、植え込み中にＸ線撮影で見る。
[0032] 本発明の別の態様では、放射線不透過性生体吸収性医療用インプラントの作成方法が提供される。生体吸収性ポリマーと放射線不透過性物質で作成した混合の放射線不透過性生体吸収性材料で形成された構造的部材を有する放射線不透過性生体吸収性医療用インプラントの作成方法は、以下のステップを含む。生体吸収性ポリマーと混合するために、生体適合性放射線不透過性物質を選択する。所望の放射線不透過性のレベルを達成するために、放射線不透過性生体吸収性材料中の放射線不透過性物質の濃度を決定する。植え込み後に材料が生体吸収されるにつれて変化する放射線不透過性生体吸収性材料の物理的特性に関して、所望の初期基準を識別し、所望の初期基準に従って、生体吸収性ポリマーを選択する。決定された濃度に従って、選択された放射線不透過性物質と選択された生体吸収性ポリマーを混合して、混合材料を形成し、混合材料を使用して、構造的部材を形成する。特定の実施形態によると、所望の初期基準は、インプラントの予想される生体吸収率および予想される寿命に基づいて決定される。特定の実施形態によると、物理的特性は分子量である。特定の実施形態によると、放射線不透過性物質はタングステンである。特定の実施形態によると、放射線不透過性物質の濃度は、約２０重量パーセントと３５重量パーセントの間である。特定の実施形態によると、生体吸収性ポリマーは、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される。
[0049] 本発明は、体組織内の口を閉塞する器具を提供する。この器具は特に、ポリマーチューブから作成した中隔オクルダに関するが、それに限定されない。特に、以下で詳細に説明するように、本発明のオクルダは、心臓の心房中隔のＡＳＤまたはＰＦＯを閉鎖するために使用することができる。本発明の実施形態は、ＡＳＤまたはＰＦＯについて説明されているが、本発明の器具および方法は、他の解剖学的状態の治療に使用できることが、当業者には認識される。したがって、本発明は、適用範囲が特定の解剖学的状態に限定されると見なされない。
[0050] 図１は、右心房１１および左心房１３を有し、様々な解剖学的異常１８ａおよび１８ｂを含む人間の心臓１０を示す。心房中隔１２は、１次中隔１４および２次中隔１６を含む。中隔１２の解剖学的構造は、集団内で広範囲に変動する。１次中隔１４が２次中隔１６まで延在し、それに重なる人もいる。１次中隔１４が非常に薄いこともある。ＰＦＯが存在する場合、血液が１次中隔１４と２次中隔１６の間の通路１８ａ（「ＰＦＯトンネル」と呼ばれる）を通って移動することができる。追加的または代替的に、ＡＳＤが存在すると、血液が、口１８ｂによって概略的に示すように、中隔の口を通って移動することができる。
[0051] 本出願で使用する「生体吸収性」（bioabsorbable）という用語は、「生体吸収性」(bioresorbable)という意味にも理解される。
[0052] 本出願では、「遠位」は、カテーテル挿入位置から離れる方向を指し、「近位」は、挿入位置に近づく方向を指す。
[0053] オクルダ２０を参照すると、遠位側３０と近位側４０が中心チューブ２２によって接続されている。例えば、図９および図１０で図示されているように、中心チューブ２２は、オクルダ２０の形成に使用されるチューブの切断していない中心部分である。以下で説明するように、チューブ全体が参照番号２５で示されている。図９および図１０に示すように、オクルダ２０を中隔１２に挿入して、口１８ａを通る血液の流れを防止することができる。例えば、遠位側３０が左心房１３に配置され、近位側４０が右心房１１に配置されるように、オクルダがＰＦＯトンネルを通って延在することができる。追加的または代替的に、口１８ｂを通る血液の流れを防止するように、オクルダ２０を中隔１２に挿入することができ、例えば、遠位側３０が左心房１３に配置され、近位側４０が右心房１１に配置されるように、オクルダがＡＳＤを通って延在することができる。本出願では、他に示されない限り、「口１８」という用語は、ＰＦＯ１８ａまたはＡＳＤ１８ｂのように、オクルダ２０を使用することによって治療できる任意の解剖学的異常を指す。
[0054] オクルダ２０は、集合的に「チューブ」２５と呼ばれる１つまたは複数の金属またはポリマーのチューブで構築される。チューブ２５は、チューブ２５に特定の切削パターンを生成するエッチングまたは切削プロセスを使用して形成されたスリット３１および４１（または２３１および２４１）を含む。例えば、図２Ｋに示すように、スリット３１（または２３１）は、例えば、安全カミソリの刃などの切削ツールを使用して、チューブ２５の上半分の軸方向長さに沿って切削される。本発明のいくつかの実施形態によると、図２Ｋに示すように、スリット３１（または２３１）は、チューブ２５から任意の有意な量の材料を除去せずに切削される。すなわち、スリット３１（または２３１）を形成しても、チューブ２５の全体的体積が有意に減少しない。本発明の他の実施形態によると、スリット３１（または２３１）は、チューブ２５の体積が減少するようにチューブ２５から材料を切り取ることによって形成される。各スリット３１の両端は、スリット３１の軸方向端部における応力を緩和するように丸められる。これは、鼓動する心臓内に存在する周期性応力のせいでスリット３１が伸張するのを防止し、その結果生じる材料の疲労を防止する。チューブ２５から任意の有意の量の材料を除去せずにスリット３１が切削されるこれらの実施形態では、各スリット３１の両端で穴を燃焼させることにより、丸まった端または穴３３を生成することができる。チューブ２５から材料を切り取ることによってスリット３１を形成するこれらの実施形態では、切削プロセス中に丸まった端部３３を形成することができる。丸まった端部３３のサイズは、チューブ２５の寸法、および変形によって必要となる応力緩和の量に応じて変化してよい。
[0055] 図２Ｄおよび図２Ｈは、本発明のいくつかの実施形態によりチューブ２５から形成される例示的オクルダ２０を示す。オクルダ２０の構成は、チューブ２５の切削パターンによって決定される。例えば、図２Ａ、図２Ｂから図２Ｄ、および図３Ａから図３Ｃに示すように、図２Ａに示す切削パターンに従って、チューブ２５の遠位側３０にスリット３１を切削し、チューブ２５の近位側４０にスリット４１を切削することによって、花弁形のループ３２、４２（図２Ａ〜図２Ｄおよび図３Ａ）が生成される。図２Ｂに示すように、チューブ２５の遠位側３０は、中心部分２２から遠位距離へ半分に切断され、半分区間９１ａおよび９１ｂを形成する。半分区間９１ａおよび９１ｂはさらに、遠位端３９から近位距離へと１／４区間９２ａ、９３ａ、９２ｂおよび９３ｂに切削される。切削部が中断し、１／４区間９２ａおよび９２ｂが、端部３９で半分区間９４ａを形成し、１／４区間９３ａおよび９３ｂが、端部３９で半分区間９４ｂを形成する。端部３９に力Ｆｄを加えると、支柱が外側に弓なりになって、捻れ、図２Ｃから図２Ｄに示すように遠位側３０に花弁形ループ３２を形成する。展開中の支柱の動作は、支柱が器具の軸線に対して直交面で回転するような動作である。力Ｆｄを加える間は、中心チューブ２２を拘束することができるか、またはチューブ２５の軸方向長さを減少させるのに十分な力の任意の組合せを加えることができる。各花弁形ループ３２の一方端は、中心チューブ２２から開始し、他方端は端部３９から開始する（図２Ｂから図２Ｃおよび図３Ａ）。花弁形ループ４２は、上述したのと同じ切削パターンを使用して、図２Ｂから図２Ｄに示すように、チューブ２５の近位側４０に形成することができる。
[0056] 生体内で展開すると、オクルダ２０の表面が中隔１２に接触するので、スリット３１および４１は、長さに沿って潜在的に損傷を与える鋭利な縁部が形成されるのを防止するように切削される。例えば、チューブ２５の材料が切削ツールに接触した状態で配置されると、わずかに溶解するように、加熱された切削ツールを使用して、スリット３１および４１を切削することができる。このように溶解すると、区間の縁部が丸まる。レーザを使用して、スリット３１および４１を切削してもよい。このプロセスによると、スリット３１および４１を切削することによって形成されたループ３２および４２の縁部は、生体内の組織損傷を防止するために（溶解のせいで）鈍くなっている。スリット２３１および２４１にも同じ考慮事項および技術が当てはまることが、当業者には認識される。
[0057] オクルダ２０を形成するチューブ２５は、生体適合性金属またはポリマーを含む。少なくともいくつかの実施形態では、オクルダ２０は生体吸収性ポリマー、または形状記憶ポリマーで形成される。他の実施形態では、オクルダ２０は、形状記憶合金（例えば、ニチノール）などの生体適合性金属で形成される。形状記憶ポリマーおよび合金の熱形状記憶および／または超弾性の特性により、オクルダ２０は、送出プロセス中に歪んでも、生体内で所期の形状を回復し、それを維持することができる。さらに、器具の構造が、ＰＦＯトンネルを圧縮して閉じるのを補助するように、形状記憶ポリマーおよび金属は有利なことがある。代替的または追加的に、オクルダ２０は、鉄、マグネシウム、または以上および類似の材料の組合せなど、生体吸収性金属で形成することができる。例示的な生体吸収性ポリマーは、「Ｐｏｌｙｈｙｄｒｏｘｙａｌｋａｎｏａｔｅ Ｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎｓ Ｈａｖｉｎｇ Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ Ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ Ｒａｔｅ」と題した米国特許第６，６１０，７６４号、および「Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｏｆ Ｐｏｌｙｈｙｄｒｏｘｙａｌｋａｎｏａｔｅ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ」と題した米国特許第６，５４８，５６９号で開示されたポリ水酸化アルカノエート組成、例えば、ポリ−４−ヒドロキシ酪酸（Ｐ４ＨＢ）の組成を含み、この特許は両方とも参照により全体を本明細書に組み込むものとする。
[0058] 特定の実施形態では、オクルダ２０は一部または全体が放射線不透過性であり、特に一部または全体が放射線不透過性生体吸収性材料で形成される。
[0059] オクルダ２０の作成に好ましい材料は、標準的なＸ線およびＸ線透視機器で放射線不透過性であり、所定の期間にわたって例えば、吸収、分解、排出、または他の方法での処理など（全体的に生体吸収と呼ぶ）を通して身体によって安全に生体処理可能である。さらに、好ましい実施形態では、材料の植え込みおよびその後の吸収が、炎症、毒性、組織の蓄積および拒絶などの安全性の問題を引き起こさない。材料が吸収されるので、器具は、後にインプラントを残さないように「消え」、放射線不透過性物質は塞栓性の危険を引き起こさず、分解して、身体から排泄される。
[0060] 放射線不透過性生体吸収性材料は、構造的部材などの主要構成要素として、またはオクルダ枠２０などの医療用インプラントの枠として使用することができ、植え込み中にインプラントの全部またはほぼ全部をＸ線撮影で監視することができる。
[0061] さらに、適切な生体吸収性材料を選択することにより、器具は、所望の期間にわたって、および／または本来の組織が適切に内殖するにつれ、生体吸収されるように製造することができる。例えば、オクルダ２０のように組織の穴または欠損を密封するように設計された閉塞性器具の場合は、本来の組織の再生を通して穴が完全に治癒するまで、生体吸収プロセスが終了しないことが望ましいことがある。例えば、本来の組織成長は、植え込み後６ヶ月で開始し、完全に治癒するには、２年かかることがある。好ましい実施形態の材料の放射線不透過性の特徴によって、器具の生体吸収の進行動態、さらに器具の位置および方向の任意の変化を容易に監視することができる。
[0062] 好ましい実施形態によると、放射線不透過性生体吸収性オクルダ２０は、母材として、例えば、生体吸収性ポリマーから選択されて、好ましくは放射線不透過性物質と混合された生体吸収性材料から形成され、放射線不透過性生体吸収性材料を形成する。好ましい実施形態では、放射線不透過性物質は生体適合性であり、放射線不透過性物質が肝臓などの主要な器官内に蓄積しないように、体内で分解し、流し出すことができる。
[0063] さらに、混合した材料の所望の物理的特性を得るために適切な濃度の放射線不透過性物質は、Ｘ線透視検査中に、材料を確実に見ることができるように、十分に放射線不透過性でなければならない。放射線不透過性物質の選択は、物質の生体適合性、物質の生体吸収性、および放射線不透過性生体吸収性材料で構築された器具の構造的完全性に対する放射線不透過性物質の影響など、多くの要因に基づく。１つの重要な考慮事項は、Ｘ線透視およびＸ線装置から放射された単一エネルギー光子を「減衰」する材料の能力であり、この性質は、質量減衰係数（μ／ρ）で表され、ここでμは線減衰係数、およびρは材料の密度である。材料の質量減衰係数は、Ｘ線透視およびＸ線での材料の可視性、すなわち放射線不透過性に直接関連する。
[0064] 従って、関係式を以下のように表すことができる。
Figure 2009512521
 ここで、入射強度Ｉ０の単一エネルギー光子の細いビームは、質量厚さχ、および密度ρの材料の層を貫通し、強度Ｉで出現する。式は、以下のように書き換えることができる。
Figure 2009512521
 質量厚さχは、単位面積当たりの質量と定義され、厚さｔに密度ρを掛けることによって得られる。すなわち、χ＝ρ・ｔである。式はさらに、以下のように書き換えることができる。
Figure 2009512521
[0065] したがって、同じ厚さｔと仮定すると、放射線不透過性の程度は大部分が、材料の線減衰係数μによって決定される。何故なら、線減衰係数μが高くなると、出現強度Ｉが低下し、これは放射線不透過性の程度が上昇したことを示す。さらに、同じ程度の放射線不透過性、すなわち同じ出現強度Ｉを得るには、厚さｔが薄くなり、線減衰係数μが上昇した材料が、要件に適合する。下表の線減衰係数μを考察すると、生体吸収性材料と混合するために好ましい材料は、３５ｃｍ−１より大きい線減衰係数を有する。言うまでもなく、本発明の他の実施形態では、放射線不透過性が相応して低下した状態で、線減衰係数μがこれより小さい材料を使用することができる。
[0066] 下表は、放射線不透過性物質として使用できるいくつかの元素を提供する。本発明の１つの実施形態では、質量減衰係数（μ／ρ）が１．２０ｃｍ２／ｇ以上の生体適合性材料が、本発明の様々な実施形態に適している。別の実施形態では、密度ρおよび質量減衰係数（μ／ρ）がこれより高い材料が好ましい。
Figure 2009512521
[0067] 好ましい放射線不透過性物質は、１．２ｃｍ２／ｇより大きい、さらに好ましくは３．０ｃｍ２／ｇを超える質量減衰係数（μ／ρ）を有する。好ましい放射線不透過性物質は、９ｃｍ−１より大きい、さらに好ましくは３０ｃｍ−１を超える線減衰係数μを有する。放射線不透過性が高くなった材料では、少量でも、結果の材料に十分な放射線不透過性の程度を提供し、したがって元の材料の特性が、放射線不透過性物質の存在から有意な悪影響を受けることがない。特に、このような放射線不透過性物質を生体吸収性材料と混合する場合、生体吸収性材料の機械的および／または熱的特性が、適切な範囲内に維持される。
[0068] 本発明のいくつかの実施形態で特に好ましい放射線不透過性物質は、タングステンである。タングステンは、７１．６０３ｃｍ−１の線減衰係数μ、３．７１ｃｍ２／ｇの質量減衰係数（μ／ρ）を有し、硫酸バリウムなどの放射線不透過性物質として使用するために考慮できる他のいくつかの材料より密度が高い。したがって、硫酸バリウムより非常に少ない量のタングステンでも、結果の混合物に同等の放射線不透過性レベルを提供する。必要となるタングステンが比較的少量であるので、母材のポリマーに対する混合物の機械的および／または熱的特性は、他よりも劣化が低くなるはずである。例えば、１つまたは複数の実施形態では、混合物中のわずか２０〜３５重量パーセントまたは７．６〜９．６体積パーセントのタングステンが、有用なレベルの放射線不透過性を提供する。さらに、結果となる混合物の放射線不透過性が高いので、植え込み可能な器具を比較的薄いフィーチャで製造することができ、それでも標準的なＸ線撮影機器で容易に視覚化される。
[0069] タングステンは、高度に放射線不透過性であることに加えて、生体適合性でもある。生体吸収性材料が分解するにつれ、そのプロセスの副生成物は身体によって吸収されるか、または排泄される。タングステンにも、類似のプロセスが生じる。タングステンは、一般的に塞栓コイルに使用されてきた。コイルは、時間が経過すると体内で分解し、消えることが知られている。タングステンが分解するにつれ、これは身体からすぐに、主に尿中で排出される。概して、血液中に高レベルのタングステンが存在しても、人間の健康に有害な影響を及ぼさないようである。
[0070] タングステンなどの放射線不透過性物質の分解は、タングステンの量および使用する粒子サイズを選択することによって制御することができた。以上で識別した放射線不透過性物質の粒子サイズは、タングステンを含め、０．５ミクロンから４００ミクロンの範囲であることが好ましい。粒子のサイズが小さいほど、元の生体吸収性材料の特性劣化が少ない。以上で識別した、タングステンなどの混合物に添加可能な放射線不透過性物質の体積は、１％から８０％の範囲でよい。
[0071] 使用される生体吸収性材料は、当技術分野で知られている様々な生体吸収性材料のうち１つまたは複数でよい。例えば、生体吸収性材料は、グリコライド（一般的にポリグリコール酸と呼ばれる）、ラクチドのポリマー（一般的にポリ乳酸と呼ばれる）、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、以上の共重合体（例えば、一般的にポリグリコールおよび乳酸またはＰＧＬＡと呼ばれるポリ（ガラクチド−コ−ラクチド））、およびコラーゲン系材料を含む他の生体吸収性材料でよい。例示的な生体吸収性ポリマーは、「Ｐｏｌｙｈｙｄｒｏｘｙａｌｋａｎｏａｔｅ Ｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎｓ Ｈａｖｉｎｇ Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ Ｄｅｇｒａｄａｔｉｏｎ Ｒａｔｅ」と題した米国特許第６，６１０，７６４号、および「Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｏｆ Ｐｏｌｙｈｙｄｒｏｘｙａｌｋａｎｏａｔｅ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ」と題した米国特許第６，５４８，５６９号で開示されたポリ水酸化アルカノエート組成、例えば、ポリ−４−ヒドロキシ酪酸（Ｐ４ＨＢ）の組成を含み、この特許は両方とも参照により全体を本明細書に組み込むものとする。母材として使用するには、特にポリ（ヒドロキシブチレート）が好ましい材料である。
[0072] 放射線不透過性生体吸収性材料の生体吸収は、時間の経過とともに器具の構造および物理的特性および化学組成を変化させる。医学的に、器具は特定の時間量にわたって特定の性能レベルで機能することが必要なことがある。１つの実施形態では、本明細書で説明する放射線不透過性生体吸収性材料の分解率は、生体吸収性材料、混合する放射線不透過性物質の量、および混合する放射線不透過性物質の粒子サイズを適切に選択することによって制御することができる。別の実施形態では、本発明に説明する放射線不透過性生体吸収性材料で作成した器具は、制御された分解率、および時間の経過とともに特定の用途の要件に適合する所望の機械的および／または熱的特性、例えば、本来の組織の適切な内殖を有することができる。混合する材料の生体吸収性を要因として考慮して、適切な生体吸収性材料を選択することについて、さらに検討する。
[0073] 本発明の１つの態様では、放射線不透過性物質の量と最終的材料の生体吸収性および分解性、さらに器具の有効寿命の両方を要因として考慮して、混合物が、特定の用途に適した特定の特性を有するように、生体吸収性母材が選択される。物理的特性（例えば、強度）および生体吸収性の特徴に関する所望の基準を使用して、開始材料の所望の特性を推定することができる。所望の特性を使用して、開始材料を選択することができる。
[0074] 所望の程度の放射線不透過性を達成するために、本発明の特定の実施形態では、約２０〜３５重量パーセントのタングステンで十分である。例えば、ポリ（ヒドロキシブチレート）と組み合わせると、その結果の材料は、植え込むために確実なオクルダ器具を形成するのに十分に強力である。しかし、生体吸収性プロセスが生じると、オクルダ２０の組成が時間とともに変化する。母材（例えば、ポリ（ヒドロキシブチレート））と放射線不透過性物質との処理速度が異なるので、放射線不透過性物質の濃度および枠２０の強度が、時間とともに変化する。予想される分解速度、所望の寿命および器具２０の最小特徴を使用して、所望の開始基準を計算することが可能である。好ましい実施形態では、オクルダ枠２０の形成に使用される母材は、中隔欠損が治癒するまでの器具の有効寿命にわたって、枠に十分な強度を与えるために、３００，０００を超える分子量を有する。
[0075] 記載された放射線不透過性生体吸収性材料は、選択された放射線不透過性物質を選択された生体吸収性材料と一緒に混合することによって作成することができた。これは、選択された放射線不透過性物質を粉砕して微細粉末にし、微細な放射線不透過性物質の粉末を溶解した、または溶解していない生体吸収性材料と物理的に混合して、複合体を形成することによって実行することができた。これは、選択された放射線不透過性物質を溶解させ、溶解物を溶解した、または溶解していない生体吸収性材料と混合して、複合体を形成することによっても実行することができた。複合体を作成するプロセスは、押し出し機または他の機械で実行することができる。次に、複合体を使用して、植え込み式器具を作成することができる。複合体で植え込み式器具を作成する方法は、射出成形、押出成形、熱成形、鋳造および回転成形を含むが、それに限定されない。
[0076] １つの実施形態では、オクルダ２０の放射線不透過性生体吸収性材料は、タングステンの微粉末と生体吸収性材料を一緒に押し出し機の中で混合することによって製造することができる。好ましい実施形態では、タングステン粒子は、例えば、直径が０．５ミクロンと２．０ミクロンの間でよい。別の好ましい実施形態では、結果となる材料のタングステンの重量パーセントは、約２０％と約３５％の間、好ましくは２０％と３５％の間である。別の好ましい実施形態では、材料は、オクルダを形成するために、例えば、５００ミクロンと７５０ミクロンの間の厚さまで押出成形される。生体吸収性材料が分解し、その副生成物が身体によって吸収され、排泄されると、タングステン粒子が露出し、身体によって処理され、主に尿中ですぐに排泄される。
[0077] チューブ２５の断面形状は円形または多角形、例えば、正方形または六角形でよい。スリット３１および４１（または２３１および２４１）を、多角形の面（すなわち平坦な部分）または面の交差部に配置することができる。
[0078] チューブ２５は、材料のシートを押出成形または組み立てて、圧延し、チューブにすることができる。材料のシートは、単層シートまたは多層でよい。支柱を形成するスリットを切削するか打ち抜いて、チューブにしてから、チューブを圧延して、端部を接続し、閉じた断面を形成することができた。円形、正方形、六角形および八角形など、様々な幾何学的断面が可能であり、接合部は、頂点にあるか、または断面が特定の幾何学的形状である場合は、壁の平坦面に沿っていてよい。シートの端部を接合してチューブを形成するには、溶接、熱接着、非熱接着、および生体内用途に適切な他の接合技術など、様々な取り付け技術を使用することができる。１つまたは複数の構造的部材、さらにはオクルダ枠全体を形成するために、混合した放射線不透過性生体吸収性材料を使用することの１つの利点は、チューブを形成するために放射線不透過性生体吸収性材料のこの処理を使用することによって、放射線不透過性オクルダ２０を容易に形成できることである。
[0079] チューブ２５の表面は、表面模様があっても、滑らかでもよい。粗い表面を有するオクルダ２０は、生体内で中隔１２と接触すると、炎症性反応を生じ、それによってより迅速な組織の内殖、治癒、および口１８ａの閉鎖を促進する（図１に図示）。このような粗い表面は、例えば、チューブ２５の表面を削って、表面に沿ってひげを生成することによって生成することができる。例えば、中心チューブ２２はこのようなひげを含むことができる。追加的または代替的に、チューブ２５の表面は、細胞の内殖を容易にするために多孔質でよい。
[0080] オクルダ２０の遠位側３０（「係留部分」とも呼ぶ）が、図２Ｃおよび図２Ｄに図示されている。遠位側３０は、４つのループ３２ａ、３２ｂ、３２ｃおよび３２ｄ（まとめてループ３２と呼ぶ）を含む。前述したように、各ループ３２ａ〜３２ｄは、スリット３１を切削することによって生成した対応する切削区間９２ｂ、９３ｂ、９２ａ、９３ａによって形成される。チューブ２５の端部３９に力Ｆｄを加えると、スリット３１の軸方向端部が一緒になり、したがって支柱が外方向に弓なりになって、捻れ、遠位側３０のループ３２を形成する（図２Ｂ〜図２Ｃ）。中心チューブ２２は、力Ｆｄを加えている間、拘束することができる。チューブ２５の軸方向長さを短縮するのに十分な力を組み合わせると、オクルダ２０の遠位側３０を展開するのに十分であることが、当業者には認識される。
[0081] 図示のように、ループ３２は、中心チューブ２２および端部３９の周囲に均等に分配される。したがって、遠位側３０が（図２Ｃおよび図２Ｄで示すように）４つのループ３２を含む場合、４つのスリット３１は半径方向に９０°隔置される。同様に、遠位側３０が６つのループ３２を含む場合、６つのスリット３１は、半径方向に６０°隔置される。半径方向に等間隔の角度は、式（３６０／ｎｄ）によって決定され、ここでｎｄはループ３２の合計数である。
[0082] 図３Ａに示すオクルダ２０の遠位側３０は、４つのループ３２を含んでいるが、本発明によるオクルダは、所与の用途に必要な任意の数のループ３２を含むことができる。特定の実施形態では、オクルダ２０の遠位側３０は６つのループ３２を含む（図４Ａ）。４から１０のループ３２を有するオクルダは、本出願で説明するプロセスに大幅な調節を必要とせずに形成することができる。しかし、４個未満または１０を超えるループ３２を有するオクルダは、製造が複雑で、脈管構造を通して送出するのが困難である。
[0083] 遠位側３０に含まれるループの数に関係なく、オクルダ２０の形成に使用される材料に応じて、ループ３２の外周を変更することができる。少なくともいくつかの実施形態では、ループ３２の外周は、滑らかで円形の周を有するオクルダ２０を提供するために、丸められる。オクルダ２０の遠位側３０にあるループ３２の数が増加するにつれ、周囲の中隔１２に外傷を与えるのを防止するように、ループ３２の外周を丸めることが望ましくなる。
[0084] 図２Ｄの側面図で図示されたオクルダ２０の近位側４０も、４つのループ４２ａ、４２ｂ、４２ｃおよび４２ｄ（まとめてループ４２と呼ばれる）を含む。前述したように、各ループ４２ａ〜４２ｄは、スリット４１を切削することによって生成した対応する切削区間によって形成される。チューブ２５の先端４４に力Ｆｐを加えると、スリット４１の軸方向端部が一緒になり、したがって支柱が外方向に弓なりになって、捻れ、近位側４０のループ４２を形成する（図２Ｃ〜図２Ｄ）。中心チューブ２２は、力Ｆｐを加えている間、拘束することができる。チューブ２５の軸方向長さを短縮するのに十分な力を組み合わせると、オクルダ２０の近位側４０を展開するのに十分であることが、当業者には認識される。遠位ループ３２に関して前述したように、ループ４２が中心チューブ２２および先端４４の周囲に、均等に分配される。同様に、近位側４０の半径方向に等間隔のスリット４１間の角度は、式（３６０／ｎｄ）によって決定され、ここでｎｄはループ４２の合計数である。
[0085] 図２Ｄに示すオクルダ２０の近位側４０は４つのループ４２を含んでいるが、本発明によるオクルダの近位側４０は、所与の用途に必要で適切な任意の数のループ４２を含むことができることが、当業者には認識される。特定の実施形態では、オクルダ２０の近位側４０は６つのループ４２を含む（図４Ａ）。さらに、図示のように遠位側３０および近位側４０は両方とも４つのループを含んでいるが、オクルダ２０の遠位側３０と近位側４０が同数のループを含むという要件はない。実際、特定の用途では、遠位側３０が近位側４０より少ないループを含むか、またはその逆のオクルダ２０を使用することが有利なことがある。
[0086] ループ３２とループ４２（またはループ２３２と２４２）が同じサイズを有する必要はないことが、当業者には明白である。１つの実施形態では、ループ３２（または２３２）がループ４２（または２４２）より大きいサイズである。別の実施形態では、ループ３２（または２３２）がループ４２（または２４２）より小さいサイズである。ループ３２および４２（または２３２および２４２）のサイズは、それぞれスリット３１および４１（または２３１および２４１）の長さによって決定される。したがって、ループ３２と４２（または２３２と２４２）の所望の絶対的および相対的サイズを達成するために、スリット３１および４１（または２３２と２４１）の絶対的および相対的長さを変更することができる。
[0087] 図４Ａに示す少なくともいくつかの実施形態では、近位側４０のループ４２が、遠位側３０のループ３２から半径方向に片寄り、これによって口１８ａの周囲に力がより良く分布する。これは、相互に対して半径方向に片寄るように切削して、スリット３１および４１を生成することによって達成することができる。片寄りの最大の度数は、スリットの数によって決定される。概して、スリットが等間隔である場合、可能な最大の片寄りは、ループ間の角度の１／２になる。例えば、遠位側３０（または近位側４０）が４つのスリット（したがって４つのループ）を含んでいる場合、ループは９０°離れ（上述の式を参照）、それによってループ３２とループ４２の間に、９０°の１／２（すなわち４５°）の最大片寄り度数が可能になる。好ましい形態では、遠位側３０（または近位側４０）が４つのスリット（したがって４つのループ）を含んでいる場合、ループ４２およびループ３２は、４５°片寄る。代替実施形態では、ループ３２と４２の間の片寄り度数は、約３０°と約４５°の間の範囲である。
[0088] 図２Ｅから図２Ｈは、オクルダ２０が、図２Ｅに示した切削パターンから生成したループ２３２および２４２があるチューブから形成された、本発明の別の実施形態を示す。１つの実施形態では、オクルダ２０の近位側４０および遠位側３０はそれぞれ、８つのループまたは花弁を含む。図２Ｅに示すように、チューブ２５の遠位部分３０は、遠位ループまたは花弁２３２を形成するチューブの８つの延長区画を形成する８つのスリット２３１を含む。図から明白であるように、スリットは、チューブ２５の遠位部分３０の全長に、すなわち中心チューブ２２と遠位端３９の間に延在し、したがって同一の断面のループが形成される。遠位端３９に力Ｆｄを加えると、スリット２３１によって画定された延長区画が外方向に弓なりになり、捻れ、オクルダ２０の遠位側３０の遠位花弁２３２を形成する。展開中の区画の動きは、区画が器具の軸に対して直交面で回転するような動きである。力Ｆｄを加える間は、中心チューブ２２を拘束できるか、またはチューブの軸方向長さを短縮するのに十分な力の組合せを加えることができる。各遠位花弁２３２の一方端は、中心チューブ２２から開始し、他方端は遠位端３９から開始する。図２Ｅから図２Ｈに示すように、近位部分４０に近位花弁２４２を形成し、上述したものと同じ切削パターンを使用して、中心チューブ２２と近位先端４４の間にスリット２４１を作成し、力Ｆｐ、またはチューブの軸方向長さを短縮するのに十分な力の組合せを加え、それによってスリット２４１を外方向に弓なりにし、捻って、オクルダ２０の近位部分４０に近位花弁２４２を形成することができる。各近位花弁２４２の一方端は、中心チューブ２２から開始し、他方端は近位先端４４から開始する。
[0089] オクルダ２０の遠位側３０（「係留部分」とも呼ぶ）の１つの実施形態が、図２Ｇおよび図２Ｈに図示されている。遠位側３０は、８つのループ２３２ａ、２３２ｂ、２３２ｃ、２３２ｄ、２３２ｅ、２３２ｆ、２３２ｇおよび２３２ｈ（まとめてループ２３２と呼ぶ）を含む。前述したように、各ループ２３２ａ〜２３２ｈは、スリット２３１を切削することによって生成される。チューブ２５の端部３９に力Ｆｄを加えると、スリット２３１の軸方向端部が一緒になり、したがって支柱が外方向に弓なりになり、および／または捻れ、遠位側３０のループ２３２を形成する（図２Ｆ〜図２Ｇ）。中心チューブ２２は、力Ｆｄを加えている間、拘束することができる。チューブ２５の軸方向長さを短縮するのに十分な力を組み合わせると、オクルダ２０の遠位側３０を展開するのに十分であることが、当業者には認識される。
[0090] 図示のように、ループ２３２は、中心チューブ２２および端部３９の周囲に均等に分配される。したがって、近位側３０が（図２Ｇおよび図２Ｈで示すように）８つのループ２３２を含む場合、８つのスリット２３１は半径方向に４５°隔置される。遠位側３０の半径方向に等間隔のスリット２３１間の角度は、式（３６０／ｎｄ）によって決定され、ここでｎｄはループ２３２の合計数である。
[0091] 図２Ｈの側面図に示すオクルダ２０の近位側４０も、８つのループ２４２ａ、２４２ｂ、２４２ｃ、２４２ｄ、２４２ｅ、２４２ｆ、２４２ｇおよび２４２ｈ（まとめてループ２４２と呼ぶ）を含む。前述したように、各ループ２４２ａ〜２４２ｈは、スリット２４１を切削することによって生成される。チューブ２５の先端４４に力Ｆｐを加えると、スリット２４１の軸方向端部が一緒になり、したがって支柱が外方向に弓なりになり、捻れ、近位側４０のループ２４２を形成する（図２Ｇ〜図２Ｈ）。中心チューブ２２は、力Ｆｐを加えている間、拘束することができる。チューブ２５の軸方向長さを短縮するのに十分な力を組み合わせると、オクルダ２０の近位側４０を展開するのに十分であることが、当業者には認識される。遠位側３０に関して上述したように、ループ２４２が中心チューブ２２および先端４４の周囲に、均等に分配される。同様に、近位側４０の半径方向に等間隔のスリット２４１間の角度は、式（３６０／ｎｄ）によって決定され、ここでｎｄはループ２４２の合計数である。
[0092] 図２Ｈに示すオクルダ２０の遠位側３０および近位側４０はそれぞれ、８つのループ２３２および２４２を含んでいるが、本発明によるオクルダ２０の遠位側３０および近位側４０は、所与の用途に必要および／または適切な、それぞれ任意の数のループ２３２および２４２を含むことができることが、当業者には認識される。さらに、図示のように、遠位側３０および近位側４０は両方とも、８つのループを含んでいるが、遠位側３０および近位側４０が同数のループを含むという要件はない。実際、特定の用途では、遠位側３０が近位側４０より少ないループを含むか、またはその逆のオクルダ２０を使用することが有利なことがある。
[0093] ループ２３２とループ２４２が同じサイズを有する必要はないことが、当業者には明白である。１つの実施形態では、ループ２３２がループ２４２より大きいサイズである。別の実施形態では、ループ２３２がループ２４２より小さいサイズである。ループ２３２および２４２のサイズは、それぞれスリット２３１および２４１の長さによって決定される。したがって、ループ２３２と２４２の所望の絶対的および相対的サイズを達成するために、スリット２３１と２４１の絶対的および相対的長さを変更することができる。
[0094] 図２Ｆから図２Ｈに示すループ２３２および２４２は、位置合わせされているように図示されているが、そうでなくてよい。１つの実施形態では、ループ２３２と２４２は相互から半径方向に片寄っている。これは、相互に対して半径方向に片寄るように切削して、スリット２３１および２４１を生成することによって達成することができる。片寄りの最大の度数は、スリットの数によって決定される。概して、スリットが等間隔である場合、可能な最大の片寄りは、ループ間の角度の１／２になる。例えば、遠位側３０（または近位側４０）が８つのスリット（したがって８つのループ）を含んでいる場合、ループは４５°離れ（上述の式を参照）、それによってループ２３２とループ２４２の間に、４５°の１／２（すなわち２２．５°）の最大片寄り度数が可能になる。片寄りは、いずれかの回転方向（すなわち時計回りと反時計回り）でよいことが理解される。したがって、８つのスリットがあるこの実施例では、３０°の片寄りは、反対方向に７．５°片寄ることと同等である。
[0095] 図２Ｅに示す切削パターンは、図２Ｉから図２Ｋに示すように変更することができる。本発明の１つの実施形態によると、チューブ２５に切削したスリット２３１および２４１の数は、展開時に所望のオクルダ２０内のループ２３２および２４２の数に従って変化させることができる。ループ２３２および２４２の断面寸法は、チューブ２５の厚さ、および隣接するスリット２３１と２４１の間の距離によって決定される。スリット２３１および２４１の長さが、ループ２３２および２４２の長さ、および展開したオクルダ２０の半径方向の寸法を決定する。この方法で、ループ２３２および２４２の寸法を、オクルダ２０の生産中に制御することができる。例えば、スリット２３１および２４１の形成に使用する切削プロセス中にチューブ２５から除去される材料が多いほど、ループ２３２および２４２の厚さが減少する。さらに、ループ２３２および２４２の厚さが長さに沿って変動するように、スリット２３１および２４１のいずれか、または全部を切削することができる。いくつかの実施形態では、より頑丈な器具を生成するために、ループがチューブ２５と接合する箇所で、ループ２３２および２４２が広くなることが望ましいことがある。別の方法としては、特定の形状および配置構成へと曲げるために、オクルダ２０を前もって処理するように、ループ２３２および２４２に沿って他の位置に広い部分があることが望ましいことがある。例えば、中心チューブ２２に近い方のループ２３２および２４２の部分が、それぞれ端部３９および先端４４に近い方のループ２３２および２４２の部分より薄くなって、ループ２３２および２４２の曲げを容易にすることができる。
[0096] 図２Ｊに示すようなスリット２３１および２４１は、チューブ２５の長さに沿って軸方向に切削される。しかし、当業者に認識されるように、スリット２３１および／または２４１は、チューブ２５の他の寸法に沿って切削してもよい。例えば、図２Ｉに示すように、スリット２３１および２４１は、チューブ２５上に螺旋状に配置されるように、角度を付けて切削することができる。傾斜したスリット２３１および２４１は、展開中に傾斜したループ２３２および２４２を生成する。さらに、スリット２３１および２４１は直線である必要がなく、例えば、スリット２３１および２４１は、ジグザグ、Ｓ字スリット、またはＣ字スリットとして切削することができる。当業者は、所与の臨床用途にとって適切なスリット２３１および／または２４１およびループ２３２および２４２の形状の角度を選択することができる。例えば、ポリマーチューブ２５からオクルダ２０を形成する場合は、オクルダ２０に最大の剛性を与えるので、直線のループ２３２および２４２が好ましいことがある。チューブ２５を比較的剛性の材料から形成する場合は、傾斜したスリット２３１および／または２４１の方がオクルダ２０に所望の剛性を与えることができる。
[0097] １つの実施形態では、オクルダ２０は、一方側に図２Ａから図２Ｄによるループを、他方側には図２Ｅから図２Ｈによるループを有する。例えば、オクルダ２０は、近位側４０にループ４２を、遠位側３０にループ２３２を備えるか、または近位側４０にループ２４２を、遠位側３０にループ３２を備えることができる。
[0098] 例えば、図２Ｈに示すような１つの実施形態では、各ループ２４２および２３２は、多少の捻りを有する。すなわち、ループを形成する時に、ループの近位側をループの遠位側に対して半径方向に片寄らせる。しかし、ループ２４２および／または２３２は、捻りがなくてもよい。
[0099] 例えば、図２Ｍは、図２Ｌに示すように切削したスリットを有するオクルダの実施形態を示す。この実施形態では、ループ３２もループ４２も捻っていない。捻ったループと捻っていないループとの任意の組合せを使用できることが、当業者には明白である。さらに、オクルダは、所望に応じて様々な曲げおよび捻りを有するループの任意の組合せを有することができる。
[0100] １つの実施形態では、遠位側３０のループ３２（または２３２）は、曲げられて凹状ループを形成し、近位側４０のループ４２（または２４２）は、平坦である（図１１）。この実施形態では、以下でさらに詳細に説明するように、近位側４０のループ４２（または２４２）の最外部分が、近位側３０のループ３２（または２３２）の最外部分に対向し、それによってオクルダ２０を生体内で所望の位置に固定する所望の対向力を生成する。このように構成され、オクルダ２０が生体内で展開した後に側部３０および４０によって中隔１２に加えられる対向の圧縮力は、特定の種類のＰＦＯを閉鎖するなど、特定の状況で有利である。別の実施形態では、近位側４０のループ４２（または２４２）が曲げられ、遠位側３０のループ３２（または２３２）が平坦である。もう１つの実施形態では、近位側４０のループ４２（または２４２）と、遠位側３０のループ３２（または２３２）が曲げられる。
[0101] ループ３２および４２（または２３２および２４２）の数および形状にかかわらず、ループ３２および４２（または２３２および２４２）は、例えば、オクルダ２０の崩壊性を改善するか、または送出部位での固定を強化するなど、オクルダ２０の送出を容易にするために様々なサイズでよい。例えば、解剖学的標識とよりよく合致するようなサイズにされたループ３２および４２（または２３２および２４２）は、生体内での中隔１２へのオクルダ２０の固定を強化する。以上で示したように、ループ３２および４２（または２３２および２４２）の断面寸法は、チューブ２５の厚さ、および隣接するスリット３１および４１（または２３１と２４１）の間の距離によって決定される。スリット３１および４１（または２３１および２４１）の長さが、ループ３２および４２（または２３２および２４２）のサイズ、および展開したオクルダ２０の半径方向の範囲を決定する。少なくともいくつかの実施形態では、遠位側３０および近位側４０はそれぞれ、約１０ｍｍから約４５ｍｍの範囲の直径を有し、特定の直径は、治療されている特定の欠陥のサイズによって決定される。特定の実施形態では、患者の心臓の解剖学的構造によりよく合致するように、遠位側３０の直径が近位側４０の直径と異なる。
[0102] 本発明の１つの実施形態によると、オクルダのループは、図２Ｂに示すような支柱によって形成される。区間９１ａ、９１ｂ、９２ａ、９２ｂ、９３ａ、９３ｂ、９４ａおよび９４ｂは等距離であり、チューブ２５の遠位側の長さ（すなわち中心チューブ２２と端部３９の間の距離）の約１／３である。本発明の別の実施形態によると、有利な結果を出すために、他の長さの区間を使用することができる。概して、半分区間９１ａ、９１ｂ、９４ａおよび９４ｂなどの半球形支柱の長さが長いほど、オクルダは剛性になる。半分区間９２ａ、９２ｂ、９３ａおよび９３ｂなどの（図示のように）１／４の支柱の長さが長いほど、オクルダの剛性が低下する。概して、半球形切削部（２つのうちの一方）は、チューブの遠位側（または近位側）の全長の２０〜４０％でよい。特に、半球形切削部は、遠位側（または近位側）の全長の４０％でよく、１／４切削部は、チューブ２５の遠位側（または近位側）の全長の２０％でよい。さらに、半球形切削部の長さは、同じである必要がない。オクルダの特定の用途の所望の剛性特徴に基づいて、半球形切削部の一方側または他方側を短縮すると有利なことがある。代替構造では、半球形切削部が、支柱の曲げおよび捻りができる状態のまま、オクルダの遠位側（または近位側）の長さの最大１００％の範囲で延在することができる。
[0103] 前述し、図２Ａから図２Ｈに示すように、オクルダ２０の遠位側３０と近位側４０は中心チューブ２２によって接続される。中心チューブ２２は、スリット３１（または２３１）を含むチューブ２５の遠位側３０と、スリット４１（または２４１）を含むチューブ２５の近位側４０との間にあるチューブ２５の部分によって形成される。切削プロセス中にチューブ２５の中心部分は切削されないままであるので、チューブの中心部分は、力ＦｄおよびＦｐを加えても輪郭を維持し、近位側および遠位側が曲がって、捻れるような構成であるので、曲がったり捻れたりしない。
[0104] １つの実施形態によると、図２Ｄおよび図２Ｈに示すように、中心チューブ２２が直線で、中心チューブ２２はループ３２および４２（または２３２および２４２）に対して直角である。本発明の別の実施形態によると、中心チューブ２２は、例えば、図５Ｂおよび図１１に示すように、オクルダ２０の近位側４０に対して角度θに配置される。所与のオクルダに含まれる中心チューブ２２の形状は、少なくとも部分的に口１８の性質によって決定される。直線の中心チューブ２２を有するオクルダは、ＡＳＤおよび特定のＰＦＯのように直角の口を含む解剖学的異常を治療するのに特に適切である。しかし、特定のＰＦＯのように、解剖学的異常が非直角の口を有することが多く、直角から非常に外れることもある。傾斜した中心チューブ２２を有するオクルダは、解剖学的口１８の角度が、オクルダ２０の予め形成された角度θとさらに密接に一致するように、このような欠陥の治療に非常に適している。さらに、中心チューブ２２の長さは、閉鎖している欠陥の解剖学的構造に応じて変更することができる。したがって、オクルダ２０の遠位側３０および近位側４０は、図１３に示すように、口１８を囲む中隔１２に当たって配置され、その歪みを最小限に抑える可能性が高くなる。良好に配置されたオクルダ２０は、右心房１１と左心房１３の間で血液が漏れる可能性を低下させ、したがって、オクルダ２０が配置された患者は、塞栓症および他の有害な事象に患わされないようである。
[0105] 傾斜した中心チューブ２２は、送出用外装の端部に向かって傾斜しているので、オクルダ２０の送出も容易にするので有利である。少なくともいくつかの実施形態では、角度θは約０〜４５°である。角度θを形成するために、オクルダ２０の近位側４０は、特にオクルダ２０の形成に使用される材料などの要素に応じて曲がる。したがって、設計の考慮事項に応じて、先端４４および端部３９は、中心チューブ２２と位置合わせするか、または近位側４０に対して直角にするか、またはその間の変形でよい。所与の解剖学的口１８の治療に最も適切なのは直線の中心チューブ２２か、傾斜した中心チューブ２２か、および通常は約３０°と約９０°の間の範囲にある適切な角度θを当業者は決定することができる。非常に長いトンネルＰＦＯなどの傾斜した通路には、約０°から約３０°の角度を使用できることがある。傾斜した中心チューブの概念は、本明細書で開示したものではない中隔オクルダにも当てはまることが、当業者には認識される。
[0106] 中心チューブ２２を角度θで配置する場合、オクルダ２０の遠位側３０および近位側４０は、正反対にするか、または図５Ｂ、図１１および図１２に示すように、距離Ａだけ片寄るように構成することができる。言うまでもなく、遠位側３０と近位側４０のいずれか、または両方を、それによって加えられる圧縮力が可能な限り正反対になるように調節できることが、当業者には認識される。しかし、いくつかの臨床用途では、距離Ａの片寄りを有するオクルダ２０が特に望ましいことがある。例えば、図５Ｂおよび図１１から図１２で示すように、口１８を囲む中隔１２が、不相応に厚い部分（例えば、１次中隔１４に対する２次中隔１６）を含む場合、片寄りＡを使用して、オクルダ２０を中隔１２にさらに確実に配置することができる。さらに、片寄りＡによって、側部３０および４０はそれぞれ、非対称の口１８の各側で中心に合わせることができる。
[0107] 角度θの中心チューブ２２がオクルダ２０に含まれる場合は、生体内の意図された送出位置でオクルダ２０を適切に配向するために、マーカが必要である。例えば、Ｘ線透視を使用してオクルダ２０の方向を視覚化できるように、ループ３２または４２の一方（またはループ２３２または２４２の一方）にプラチナの線を巻き付けてよい。別の方法としては、例えば、コーティング、クリップなど、他のタイプのマーカを使用してよい。放射線不透過性マーカを押し出し物と混合し、これでＸ線透視での可視性を提供できることが当業者には認識される。当業者には容易に理解されるように、送出中の非対称オクルダ２０の方向が非常に重要である。言うまでもなく、非対称のオクルダ２０を使用する場合、オクルダ２０の周囲は、近位側４０に加えられる締め付け力が、遠位側３０に加えられる締め付け力の正反対になるように構成することができる。
[0108] 生体内で展開すると（以下で詳細に説明するプロセス）、本発明によるオクルダ２０は、中隔１２に圧縮力を加える。遠位側３０が、左心房１３の中隔１２に当たって配置され、中心チューブ２２が口１８を通って延在し、近位側４０が、右心房１１の中隔１２に当たって配置される。各ループ３２および４２（または２３２および２４２）の少なくとも一部が、中隔１２と接触する。特定の実施形態では、各ループ３２および４２（または２３２および２４２）の有意の長さが、中隔１２と接触する。代表的な図で示すように、オクルダ２０の近位側４０と遠位側３０は有意に重なり、したがってオクルダ２０が展開すると、中隔１２がその間に「挟まれる」。少なくともいくつかの実施形態によると、オクルダ２０の形成に使用される材料に応じて、ループ３２および４２（または２３２および２４２）は、半径方向に延在する圧縮力と周方向の圧縮力との両方を中隔１２に与える。これらの実施形態では、口１８を囲む中隔１２の表面全体に、従来技術の器具と比較して圧縮力が均一かつ広く分布し、したがってオクルダ２０に優れた除去抵抗を与える。本出願では、「除去抵抗」とは、オクルダ２０を中隔１２から分離するために右心房１１と左心房１３の間に不均一な圧力（すなわち「除去力」）が加えられる傾向に抵抗するオクルダ２０の能力を指す。一般的に、除去抵抗は高いことが望ましい。
[0109] ループ３２および４２（または２３２および２４２）は、口１８を囲む中隔１２に与える外傷を最小限に抑えるようにも構成される。特に、前述したように、ループ３２および４２（または２３２および２４２）の外周を丸くすることができる。
[0110] 例えば、図２Ｂから図２Ｄに示すような本発明の１つの実施形態によると、ループ３２および４２の周囲部分は、ループ３２および４２の直交して延在する部分より薄い。したがって、オクルダ２０の中心はその周囲より強力である。その分、オクルダ２０のループ３２および４２の外周は、圧縮抵抗が低い。本出願では、「圧縮抵抗」は、心臓の拍動中に心臓が収縮するにつれて心臓によって加えられる横方向の圧縮力に対してオクルダ２０が抵抗する能力を指す。通常、圧縮力に抵抗する、すなわち高い圧縮抵抗を有するオクルダは望ましくない。何故なら、その剛性の形状および構成が、中隔１２、右心房１１および／または左心房１３に外傷を引き起こすことがあるからである。
[0111] 本発明の少なくともいくつかの実施形態によると、オクルダ２０はさらに、全体的に１３１で示され、オクルダ２０を展開状態で固定するキャッチシステムを含む。キャッチシステム１３１は概して、オクルダ２０が展開すると、オクルダ２０のループ３２および４２（または２３２および２４２）の形状および配置構成を維持する。オクルダ２０が展開状態を維持し、口１８に固定され、口１８を閉鎖するのに十分な圧縮力を中隔１２に絶えず加えるように、キャッチシステム１３１はオクルダ２０の軸方向長さを短縮し、維持する。キャッチシステム１３１は、前述したようにオクルダ２０をポリマー材料で形成する場合に、特に有利である。何故なら、ポリマーのオクルダ２０は送出中に変形し、展開すると所期の形状を十分に回復しないことがあるからである。オクルダ２０が生体内で展開したら、その軸方向の長さを縮小し、維持することによって、キャッチシステム１３１は、送出中にオクルダ２０が経験する望ましくない構造的変化を補償する。いくつかの実施形態では、キャッチシステム１３１はセラミック材料、または金属、形状記憶材料、合金、ポリマー、生体吸収性ポリマー、およびその組合せで構成したグループから選択される材料を含む。特定の実施形態では、キャッチシステムはニチノールまたは形状記憶ポリマーを含むことができる。さらに、キャッチシステムは、テフロン（登録商標）系材料、ポリウレタン、金属、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、細胞外基質（ＥＣＭ）または他の生体工学による材料、合成生体吸収性ポリマーの骨格、コラーゲン、およびその組合せで構成するグループから選択された材料を含むことができる。
[0112] キャッチシステム１３１は様々な形態をとることができ、その非制限的な例が図６Ａから図６Ｅで与えられている。例えば、図６Ａに示すように、キャッチシステム１３１は、線１３４で接続されたボール１３３および１３５などの２つのキャッチ要素を含む。キャッチシステムおよびキャッチ要素は、オクルダと同じ材料で作成することが好ましいが、設計の選択に基づいて、同じ材料または異なる材料で作成することができる。特定の状況では、異なる材料で作成する必要がある。図６Ａに示すように、送出弦１３７がボール１３３に取り付けられ、次に、ボール１３３が中心チューブ２２と端部３９の間に配置され、ボール１３５が中心チューブ２２の遠位側に配置されるように、端部３９、チューブ２５の遠位部分３０、中心チューブ２２、チューブ２５の近位部分４０、および先端４４を通って延在する。キャッチシステム１３１の機能が、図６Ｂから図６Ｅに図示されている。ボール１３３は、送出弦１３７に十分な引っ張り力Ｆ１を加えると、中心チューブ２２（図６Ｂ）および先端４４（図６Ｃ）を通過するように設計される。ボール１３３は、十分な追加の力を加えない限り、先端４４または中心チューブ２２に再びはいることができない。この方法で、ボール１３３を使用して遠位側３０と近位側４０を一緒にし、それによってオクルダ２０の軸方向長さを短縮して、維持することができる。引っ張り力Ｆ１を加える間、オクルダ２０の先端４４は、送出用外装などの対象に当てて保持しなければならないことが明白である。ボール１３５は、送出弦１３７に十分な引っ張り力Ｆ２を加えると、端部３９（図６Ｄ）および中心チューブ２２（図６Ｅ）を通過するように設計される。端部３９および中心チューブ２２を通してボール１３５を動かすために必要な引っ張り力Ｆ２は、中心チューブ２２および先端４４を通ってボール１３３を動かすために必要な引っ張り力Ｆ１より大きい。しかし、ボール１３５は先端４４を通過することができない。したがって、ボール１３５に十分な引っ張り力Ｆ２を加えると、以下でさらに詳細に説明するように、遠位側３０および近位側４０が解放される。キャッチ要素１３３および１３５は、図６Ａから図６Ｅでは球形要素として図示されているが、キャッチ要素１３３および１３５は任意の適切な形状でよいことに留意されたい。例えば、キャッチ要素１３３および１３５は円錐形でよい。円錐形キャッチ要素１３３および１３５の細い部分は、近位側４０の先端４４を指している。この器具を回復または回収する１つの可能なモードは、単純に植え込み手順を逆にすることである。言うまでもなく、回復または回収する他のモードが可能であり、その一部を本明細書で説明する。
[0113] 器具を展開状態で固定するための異なるシステムが、図７Ａから図７Ｃに図示されている。ロック機構１９１は、その近位端に配置された少なくとも２つの半矢印１４３および１４５を有する中空シリンダ１４１を含む（図７Ａ）。引っ張り力Ｆ１を送出弦１３７に加えると、シリンダ１４１が先端４４に入る。シリンダ１４１が先端４４に入ると、半矢印１４３および１４５が強制的に一緒になり、したがってシリンダ１４１の近位端の直径が減少する（図７Ｂ）。引っ張り力Ｆ１を加え続けると、半矢印１４３および１４５が先端４４を通過し、元の形状および構成に拡張する（図７Ｃ）。半矢印１４３および１４５が先端４４の直径を越えて延在するので、図７Ａから図７Ｃに示すロック機構１９１を含むオクルダ２０の軸方向の長さが、短縮した状態で維持される。インプラントを外すか、または再配置する必要がある場合、シリンダ１４１の近位端の直径が先端４４のそれより小さくなり、シリンダ１４１が先端４４を通過するように、半矢印１４３および１４５を一緒に動かすことによって、図７Ａから図７Ｃに示すロック機構１９１を解放することができる。これで、シリンダ１４１を先端４４から引き出すことができる。
[0114] キャッチシステム１３１は、オクルダ２０が展開状態を維持するように、オクルダ２０の軸方向長さを短縮し、維持する能力を維持しながら、多くの構成にすることができることが当業者には認識される。例えば、キャッチシステム１３１は、ねじ、結束ラップ、またはキャッチシステム１３１の組合せを含むことができる。さらに、キャッチシステム１３１は、階段状の展開プロセスを提供できる複数の部材を含むことができる。例えば、図６Ａから図６Ｅに示すようなキャッチシステム１３１は、３つのボールを含むことができる。この構成で、１つのボールを使用して、オクルダ２０の遠位端３０を固定し、別のボールを使用して、オクルダ２０の近位端４０を固定し、第３のボールを遠位端に固定する。任意の適切なキャッチシステム１３１は、本明細書で説明するオクルダ２０の実施形態のいずれにも組み込むことができる。当業者は、所与の臨床用途で使用するのに適切なキャッチシステム１３１を選択することができる。
[0115] オクルダ２０は、様々な方法で改造することができる。本発明のいくつかの実施形態によると、オクルダ２０の遠位側３０および／または近位側４０は、組織骨格を含むことができる。組織骨格は、口１８をさらに完全に覆うことを確保し、中隔１２の封入および内皮化を促進し、それによって中隔１２の解剖学的閉鎖をさらに促進する。組織骨格は、ポリエステル布、テフロン（登録商標）系材料、ｅＰＴＦＥ、ポリウレタン、金属質材料、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、細胞外基質（ＥＣＭ）または他の生体工学による材料、合成生体吸収性ポリマー骨格、他の天然材料（例えば、コラーゲン）、または以上の材料の組合せを含むが、それに限定されない、組織の成長を促進することができる任意の可撓性の生体適合性材料で形成することができる。例えば、組織骨格は、米国特許公報第２００３／００５９６４０号（参照により全体を本明細書に組み込むものとする）に記載されているように、例えば、ニチノールフィルムまたは箔などの薄い金属質フィルムまたは箔で形成することができる。オクルダ２０が組織骨格を含むこれらの実施形態では、骨格は、オクルダの遠位側３０および近位側４０の面の外側に配置することができ、代替的にオクルダの遠位側３０および近位側４０の面の内側にも骨格を含む。さらに、組織骨格は、組織骨格と中隔１２が近接することによって内皮化を促進するように、中隔１２などの閉塞したい組織に当てて配置することができる。ループ３２および４２（または２３２および２４２）は、組織骨格にレーザ溶着、超音波溶着、熱溶着、接着、または縫いつけて、骨格をオクルダ２０に確実に締結することができる。当業者は、組織骨格および／または縫い取りの使用が適切な臨床用途を決定することができる。
[0116] オクルダ２０は、図８Ａから図８Ｃに示すように端部３９および先端４４がなく、したがって小型化した中隔の輪郭を有するように、さらに改造することができる。このようなオクルダは、いくつかの方法で形成することができる。例えば、１つの実施形態によると、切削プロセス中に、スリット３１および４１が、それぞれチューブ２５の端部３９および先端４４を通って延在する。この切削パターンは、不完全なループ３２を生成するために展開中に変形する支柱３２を生成する。図８Ａに示すように、見る人に面する器具の一方側は、チューブ２５に沿って様々な長さまで延在するスリット３１によって形成される。チューブ２５は半分に切断されて、半分区間１５４ａおよび１５４ｂを形成する。半分区間１５４ａおよび１５４ｂは、端部３９から近位距離にさらに切削され、１／４区間１５５ａ、１５６ａ、１５５ｂおよび１５６ｂになる。１／４区間１５５ａおよび１５５ｂの端部は、「自由端」１５３で接合され、ループ３２を閉鎖する。同様に、１／４区間１５６ａおよび１５６ｂの自由端は、適切な切削によって接合することができる。図８ｂ参照。端部は、溶着などの任意の適切なコネクタ、例えば、１５１を使用して接合することができる。ループ３２の自由端１５３は、他の手段を使用して接続してよいことが、当業者には認識される。それは、熱または振動によって得られるシームおよび接着を含むが、これに限定されない。
[0117] 以上の実施形態では、１／４区間のスリットは完全にチューブ３９の端部を通る。代替実施形態では、端部３９は切削しないままでよく、これによって１／４区間を相互に接合するために溶着が必要なくなる。
[0118] 図８Ａから図８Ｃに示す実施形態は、両側が上述した設計に従って形成されたオクルダ２０を示す。別の方法としては、本発明によるオクルダ２０は、複合構造を含んでよく、一方側が図８Ａから図８Ｃに示す実施形態に従って設計され、他方側が本出願で開示された他のタイプの構造に従って設計される。
[0119] オクルダ２０は、いくつかの方法のいずれか１つで、口１８に送出するように準備することができる。スリット３１および４１（または２３１および２４１）は、生体内で展開した後に、チューブ２５が所期の構成に曲がるように切削することができる。特に、スリット３１および４１（または２３１および２４１）は、ループ３２および４２（または２３２および２４２）の曲げおよび形成を容易にする厚さへと切削することができる。力ＦｄおよびＦｐを加えると、チューブ２５は所期の展開構成に曲がる。代替的および／または追加的に、形状記憶材料で形成したチューブ２５を生体外で所期の構成に予備形成することができ、したがって生体内で展開すると、予備形成された形状を回復する。少なくともいくつかの実施形態によると、これらの予備形成技術により、オクルダ２０が生体内で確実に展開し、曲がる。中間的方法も使用することができる。すなわち、チューブ２５を生体外でわずかに予備形成するだけで、したがって力ＦｄおよびＦｐを加えると、生体内で所期の展開構成へと曲がるように前もって処理することができる。
[0120] 本明細書で説明するようなオクルダ２０は、適切な送出技術を使用して、解剖学的口１８に送出することができる。例えば、オクルダ２０の遠位側３０および近位側４０を別個のステップで展開するか、またはオクルダ２０の遠位側３０と近位側４０の両方を同じステップで展開することができる。本明細書では、１つの送出方法について詳細に説明する。
[0121] 患者が、放射線不透過性生体吸収性材料で作成された植え込み器具を有する場合、植え込み手順中に器具の位置および方向を監視することができる。後に、器具をＸ線撮影で再び見て、生体吸収による密度またはサイズの変化、さらにその位置および／または方向を評価することができる。この特徴は、患者の健康および回復の進捗を監視し、さらに観察された結果に基づいて、将来の器具の形態および使用材料を開発し、改善するために有用である。
[0122] 図９Ａから図９Ｈに示すように、押しスリーブ１６９を含む送出外装１６１（図９Ｈに図示）を使用して、図６Ａから図６Ｅに示すキャッチシステム１３１を含むオクルダ２０を送出する。外装１６１は、伸張した送出形態（図９Ａ）のオクルダ２０を含む。図９Ｂに示すように、最初に送出外装１６１を患者の心臓の右心房１１に挿入する。次に、外装１６１を、中隔１２に配置された口１８（この例ではＰＦＯトンネル）に通して、左心房１３に挿入する（図９Ｃ）。次に、オクルダ２０の遠位側３０を図９Ｄに示すように左心房１３内に露出させる。遠位側３０を展開した後、ボール１３３が中心チューブ２２を通過し、それによって遠位側３０を展開状態に固定するように、押しスリーブ１６９がオクルダ２０を所定の位置に保持している間に、送出弦１３７に引っ張り力Ｆ１を加える（図９Ｅ）。中心チューブ２２が口１８を通って展開するように、外装１６１を口１８に通してさらに引っ張り、右心房１１に入れる（図９Ｆ）。次に、オクルダ２０の近位側４０を右心房１１内に露出させ（図９Ｇ）、ボール１３３が先端４４を通過し、それによって近位側４０を展開状態に固定するように、押しスリーブ１６９がオクルダ２０を所定の位置に保持している間に、送出弦１３７に引っ張り力Ｆ１を再び加える（図９Ｈ）。適切に展開すると、オクルダ２０は口１８内に位置し、遠位側３０および近位側４０が、それぞれ左心房１３および右心房１１の１次中隔１４および２次中隔１６に圧縮力を加えて、口１８、すなわちＰＦＯを閉鎖する。オクルダ２０が適切に展開したら、ボール１３３および１３５および接続部材を含むキャッチシステム１３１から、送出弦１３７を取り外し、次に外装１６１を心臓から引き出す。上述した手順を実行した後に、オクルダ２０が適切に展開していない場合は、上述した送出シーケンスのステップを逆転させて、オクルダ２０を回復することができる。
[0123] 代替回復技術では、図１０Ａから図１０Ｄに示すように、キャッチシステム１３１によってオクルダ２０を回復し、再配置することができる。外装１６１内の押しスリーブ１６９を右心房１１内でオクルダ２０の先端４４に当てて配置する（図１０Ａ）。ボール１３５が端部３９を通過して中心チューブ２２に入るように、送出弦１３７に引っ張り力Ｆ２を加え、それによって展開状態から遠位側３０を解放する（図１０Ｂ）。その後にボール１３５が中心チューブ２２を通過し、それによって展開状態から近位側４０を解放するように、力Ｆ２を再び送出弦１３７に加える（図１０Ｃ）。次に、ここでは伸張状態にあるオクルダ２０を外装１６１内に後退させるように、送出弦１３７をさらに引っ張る（図１０Ｄ）。オクルダ２０を回復した後、上述し、図９Ａから図９Ｈに示すように、外装１６１を心臓から引き出し、別のオクルダを所望の送出位置へと挿入することができる。
[0124] 本明細書で説明するオクルダは、オクルダが生体内で展開した後、オクルダの血栓形成性を低下させ、および／または中隔１２の治癒反応を強化するために、ヘパリンおよびペプチドを含むが、それに限定されない抗血栓化合物とともに使用できることが、当業者には認識される。同様に、本明細書で説明するオクルダは、他の医薬品または薬剤（例えば、成長因子、ペプチド）を送出するために使用することができる。抗血栓化合物、医薬品および／または薬剤は、いくつかの方法で本発明のオクルダに含めることができる。例えば、前述したように組織骨格に組み込むか、またはオクルダ２０の遠位側３０および近位側４０を形成するチューブ２５上に、例えば、ポリマーコーティングなどのコーティングとして含める。さらに、本明細書で説明するオクルダは、組織骨格内で種を入れた、またはオクルダ２０の遠位側３０および近位側４０を形成するチューブ２５にコーティングされた細胞を含むことができる。
[0125] 本発明によるオクルダは、他の脈管構造および脈管構造以外の開口部を閉塞するために使用できることが、当業者にはさらに認識される。例えば、器具は、左心房付属器または体内の他のトンネルまたはチューブ状開口部に挿入することができる。
[0126] 本発明で説明する放射線不透過性生体吸収性材料は、心臓内中隔および心房付属器の欠陥を補修、置換、リモデルまたは閉鎖し、血管または器官の経皮的穿孔を密封する器具を作成するために、ステント、縫合、および様々な整形外科用途に使用することができる。
[0127] 特定の実施形態について説明してきたが、請求の範囲で定義されているような本発明の範囲から逸脱することなく改造できることが明白である。例えば、特定の材料に言及しているが、他の適切な材料を使用することができる。別の例では、１つの放射線不透過性物質を１つの生体吸収性材料と混合して作成した放射線不透過性生体吸収性材料について説明しているが、放射線不透過性物質の混合物を１つの生体吸収性材料またはその混合物と混合して、放射線不透過性生体吸収性材料を作成することができる。
[0128] 本発明の好ましい実施形態について説明してきたが、請求の範囲で定義されている本発明の精神および範囲から逸脱することなく、様々な改造ができることが明白である。
[0033] 様々な中隔欠損を含む人間の心臓の略図である。 [0034] 本発明によるオクルダの実施形態の等角図である。 [0034] 本発明によるオクルダの実施形態の等角図である。 [0034] 本発明によるオクルダの実施形態の等角図である。 [0034] 本発明によるオクルダの実施形態の等角図である。 [0035] 本発明によるオクルダの実施形態の等角図である。 [0035] 本発明によるオクルダの実施形態の等角図である。 [0035] 本発明によるオクルダの実施形態の等角図である。 [0035] 本発明によるオクルダの実施形態の等角図である。 [0036] 本発明の様々な実施形態によるオクルダの等角図である。 [0036] 本発明の様々な実施形態によるオクルダの等角図である。 [0036] 本発明の様々な実施形態によるオクルダの等角図である。 [0037] 本発明によるオクルダの代替実施形態の側面図である。 [0037] 本発明によるオクルダの代替実施形態の上面図である。 [0038] 図２Ａから図２Ｄのオクルダの前面図である。 [0038] 図２Ａから図２Ｄのオクルダの側面図である。 [0038] 図２Ａから図２Ｄのオクルダの断面図である。 [0039] 本発明によるオクルダの別の実施形態の前面図である。 [0039] 本発明によるオクルダの別の実施形態の側面図である。 [0040] 本発明によるオクルダのもう１つの実施形態の前面図である。 [0040] 本発明によるオクルダのもう１つの実施形態の側面図である。 [0041] 本発明によるキャッチシステムの一実施形態の等角図である。 [0041] 本発明によるキャッチシステムの一実施形態の等角図である。 [0041] 本発明によるキャッチシステムの一実施形態の等角図である。 [0041] 本発明によるキャッチシステムの一実施形態の等角図である。 [0041] 本発明によるキャッチシステムの一実施形態の等角図である。 [0042] 本発明によるロッキング機構の別の実施形態の側面図である。 [0042] 本発明によるロッキング機構の別の実施形態の側面図である。 [0042] 本発明によるロッキング機構の別の実施形態の側面図である。 [0043] 本発明によるオクルダのもう１つの実施形態の等角図である。 [0043] 本発明によるオクルダのもう１つの実施形態の等角図である。 [0043] 本発明によるオクルダのもう１つの実施形態の等角図である。 [0044] 本発明により中隔欠損にオクルダを送出する一方法の側面図である。 [0044] 本発明により中隔欠損にオクルダを送出する一方法の側面図である。 [0044] 本発明により中隔欠損にオクルダを送出する一方法の側面図である。 [0044] 本発明により中隔欠損にオクルダを送出する一方法の側面図である。 [0044] 本発明により中隔欠損にオクルダを送出する一方法の側面図である。 [0044] 本発明により中隔欠損にオクルダを送出する一方法の側面図である。 [0044] 本発明により中隔欠損にオクルダを送出する一方法の側面図である。 [0044] 本発明により中隔欠損にオクルダを送出する一方法の側面図である。 [0045] 本発明により中隔欠損からオクルダを回収する一方法の側面図である。 [0045] 本発明により中隔欠損からオクルダを回収する一方法の側面図である。 [0045] 本発明により中隔欠損からオクルダを回収する一方法の側面図である。 [0045] 本発明により中隔欠損からオクルダを回収する一方法の側面図である。 [0046] 本発明のオクルダの実施形態の側面図である。 [0047] 本発明のオクルダの実施形態の等角図である。 [0048] 生体内に展開した図２Ｉ〜図２Ｋのオクルダの側面図である。

Claims (58)

  1. 脈管構造を通して身体に導入される生体欠陥用オクルダであって、
    本質的に放射線不透過性生体吸収性材料で構成された構造的部材を含み、
    前記放射線不透過性生体吸収性材料が、５００ミクロンと７５０ミクロンの間の厚さを有し、
    前記放射線不透過性生体吸収性材料が、生体吸収性材料と放射線不透過性材料の混合物を含み、
    前記放射線不透過性材料が、約９ｃｍ−１より大きい線減衰係数を有し、
    前記放射線不透過性生体吸収性材料が、重量で２０％と３５％の間の前記放射線不透過性材料を含む、オクルダ。
  2. 前記生体吸収性材料が、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される、請求項１に記載のオクルダ。
  3. 前記放射線不透過性材料が、粉末の形態のタングステンである、請求項１に記載のオクルダ。
  4. 前記タングステン粉末が、約０．５ミクロンと約２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する、請求項３に記載のオクルダ。
  5. 本質的に放射線不透過性生体吸収性材料で構成された構造的部材を含む生体欠陥用オクルダであって、
    前記材料が、生体吸収性材料と放射線不透過性材料の混合物を含み、
    前記生体吸収性材料が少なくとも３００，０００の分子量を有し、
    前記放射線不透過性材料が約９ｃｍ−１より大きい線減衰係数を有する、オクルダ。
  6. 前記オクルダが、協働して前記欠陥を閉鎖する近位側および遠位側を有し、
    前記近位側および前記遠位側の少なくとも一方が花弁を含み、
    前記花弁が、本質的に生体吸収性放射線不透過性材料で構成された構造的部材によって形成される、請求項５に記載のオクルダ。
  7. 前記オクルダが、当該オクルダに取り付けられた組織骨格をさらに備える、請求項５に記載のオクルダ。
  8. 前記生体吸収性材料が、生体吸収性ポリマーである、請求項５に記載のオクルダ。
  9. 前記生体吸収性ポリマーが、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される、請求項８に記載のオクルダ。
  10. 前記放射線不透過性材料が、粉末の形態のタングステンである、請求項５に記載のオクルダ。
  11. 前記タングステン粉末が、約０．５ミクロンと約２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する、請求項１０に記載のオクルダ。
  12. 前記タングステン粉末が、０．５ミクロンと２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する、請求項１１に記載のオクルダ。
  13. 前記放射線不透過性生体吸収性材料が、約２０重量パーセントと３５重量パーセントの間の範囲のタングステン重量パーセントを有する、請求項５に記載のオクルダ。
  14. 前記放射線不透過性生体吸収性材料が、５００ミクロンと７５０ミクロンの間の厚さを有する、請求項５に記載のオクルダ。
  15. 前記オクルダが、チューブが送出構成から展開構成に変化した場合に、花弁を形成するスリットを有する前記チューブから作成される、請求項５に記載のオクルダ。
  16. 前記オクルダが、協働して前記欠陥を閉鎖する近位側および遠位側を有し、
    前記近位側が近位花弁を含み、
    前記遠位側が遠位花弁を含む、請求項１５に記載のオクルダ。
  17. 前記オクルダが、前記遠位花弁及び前記近位花弁の少なくとも一方に取り付けられた組織骨格をさらに備える、請求項１６に記載のオクルダ。
  18. 前記オクルダが、卵円孔開存（ＰＦＯ）オクルダである、請求項１６に記載のオクルダ。
  19. 前記チューブが、本質的に前記放射線不透過性生体吸収性材料で構成される、請求項１５に記載のオクルダ。
  20. 前記生体吸収性材料が、生体吸収性ポリマーである、請求項１５に記載のオクルダ。
  21. 前記生体吸収性材料が、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される、請求項２０に記載のオクルダ。
  22. 前記放射線不透過性材料が、粉末の形態のタングステンである、請求項１５に記載のオクルダ。
  23. 前記タングステン粉末が、約０．５ミクロンと約２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する、請求項２２に記載のオクルダ。
  24. 前記タングステン粉末が、０．５ミクロンと２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する、請求項２３に記載のオクルダ。
  25. 前記放射線不透過性生体吸収性材料が、約２０重量パーセントと３５重量パーセントの間の範囲のタングステン重量パーセントを有する、請求項５に記載のオクルダ。
  26. 前記放射線不透過性生体吸収性材料が、５００ミクロンと７５０ミクロンの間の厚さを有する、請求項５に記載のオクルダ。
  27. 本質的に放射線不透過性生体吸収性材料で構成された構造的部材を含む生体欠陥用オクルダであって、
    前記材料が、生体吸収性材料と放射線不透過性材料の混合物を含み、
    前記生体吸収性材料が少なくとも３００，０００の分子量を有し、
    前記放射線不透過性材料が約１．２ｃｍ２／ｇｍより大きい質量減衰係数を有する、オクルダ。
  28. 前記オクルダが、協働して前記欠陥を閉鎖する近位側および遠位側を有し、
    前記近位側および前記遠位側の少なくとも一方が花弁を含み、
    前記花弁が、本質的に生体吸収性放射線不透過性材料で構成された構造的部材によって形成される、請求項２７に記載のオクルダ。
  29. 前記オクルダが、前記オクルダに取り付けられた組織骨格をさらに備える、請求項２７に記載のオクルダ。
  30. 前記生体吸収性材料が、生体吸収性ポリマーである、請求項２７に記載のオクルダ。
  31. 前記生体吸収性ポリマーが、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される、請求項３０に記載のオクルダ。
  32. 前記放射線不透過性材料が、粉末の形態のタングステンである、請求項２７に記載のオクルダ。
  33. 前記タングステン粉末が、約０．５ミクロンと約２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する、請求項３２に記載のオクルダ。
  34. 前記タングステン粉末が、０．５ミクロンと２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する、請求項３３に記載のオクルダ。
  35. 前記放射線不透過性生体吸収性材料が、約２０重量パーセントと３５重量パーセントの間の範囲のタングステン重量パーセントを有する、請求項２７に記載のオクルダ。
  36. 前記放射線不透過性生体吸収性材料が、５００ミクロンと７５０ミクロンの間の厚さを有する、請求項２７に記載のオクルダ。
  37. 前記オクルダが、チューブが送出構成から展開構成に変化した場合に、花弁を形成するスリットを有する前記チューブから作成される、請求項２７に記載のオクルダ。
  38. 前記オクルダが、協働して前記欠陥を閉鎖する近位側および遠位側を有し、前記近位側が近位花弁を含み、前記遠位側が遠位花弁を含む、請求項３７に記載のオクルダ。
  39. 前記オクルダが、前記遠位花弁および前記近位花弁の少なくとも一方に取り付けられた組織骨格をさらに備える、請求項３８に記載のオクルダ。
  40. 前記オクルダが、卵円孔開存（ＰＦＯ）オクルダである、請求項３９に記載のオクルダ。
  41. 前記チューブが、本質的に前記放射線不透過性生体吸収性材料で構成される、請求項３７に記載のオクルダ。
  42. 前記生体吸収性材料が生体吸収性ポリマーである、請求項４１に記載のオクルダ。
  43. 前記生体吸収性材料が、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される、請求項４２に記載のオクルダ。
  44. 前記放射線不透過性材料が、粉末の形態のタングステンである、請求項３７に記載のオクルダ。
  45. 前記タングステン粉末が、約０．５ミクロンと約２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する、請求項４４に記載のオクルダ。
  46. 前記タングステン粉末が、０．５ミクロンと２．０ミクロンの間の範囲の粒子サイズを有する、請求項４５に記載のオクルダ。
  47. 前記放射線不透過性生体吸収性材料が、約２０重量パーセントと３５重量パーセントの間の範囲のタングステン重量パーセントを有する、請求項３７に記載のオクルダ。
  48. 前記放射線不透過性生体吸収性材料が、５００ミクロンと７５０ミクロンの間の厚さを有する、請求項３７に記載のオクルダ。
  49. 生体欠陥用オクルダを植え込む方法であって、
    本質的に放射線不透過性生体吸収性材料で構成された構造的部材を有するオクルダを提供するステップであって、前記材料が、生体吸収性材料と放射線不透過性材料の混合物を含み、前記生体吸収性材料が、少なくとも約３００，０００の分子量を有し、前記放射線不透過性材料が、約９ｃｍ−１より大きい線減衰係数を有するステップと、
    カテーテルを使用して、前記オクルダを被検者に挿入するステップと、
    植え込み中に、前記器具の位置および方向をＸ線撮影で見るステップとを含む方法。
  50. さらに、植え込み後に数回、前記オクルダをＸ線撮影で見るステップと、前記材料の生体吸収性による前記オクルダの変化を監視するステップとを含む、請求項４９に記載の方法。
  51. 前記生体吸収性材料が、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される生体吸収性ポリマーである、請求項４９に記載の方法。
  52. 前記放射線不透過性物質が、タングステンである、請求項４９に記載の方法。
  53. 生体吸収性ポリマーおよび放射線不透過性物質で作成した混合放射線不透過性生体吸収性材料で形成された構造的部材を有する放射線不透過性生体吸収性医療用インプラントを作成する方法であって、
    生体吸収性ポリマーと混合するために生体適合性放射線不透過性物質を選択するステップと、
    所望の放射線不透過性レベルを得るために、前記放射線不透過性生体吸収性材料中の前記放射線不透過性物質の濃度を決定するステップと、
    前記放射線不透過性生体吸収性材料の特定の物理的特性に関して所望の所期基準を識別するステップであって、前記物理的特性が、植え込み後に前記材料が生体吸収されるにつれて変化するステップと、
    前記所望の所期基準に従って前記生体吸収性ポリマーを選択するステップと、
    前記決定された濃度に従って、前記選択された放射線不透過性物質と前記選択された生体吸収性ポリマーを混合して、前記混合材料を形成するステップと、
    前記混合材料を使用して、前記構造的部材を形成するステップと、を含む方法。
  54. 前記所望の所期基準が、予想される生体吸収速度および前記インプラントの予想寿命に基づいて決定される、請求項５３に記載の方法。
  55. 前記物理的特性が、分子量である、請求項５３に記載の方法。
  56. 前記放射線不透過性物質が、タングステンである、請求項５３に記載の方法。
  57. 前記放射線不透過性物質の前記濃度が、約２０重量パーセントと３５重量パーセントの間である、請求項５３に記載の方法。
  58. 前記生体吸収性ポリマーが、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、ポリカプロラクトン、ポリ（ヒドロキシブチレート）、ポリ（ヒドロキシバリレート）、ポリ（セバシン酸ヘプタデカン酸無水物）、ポリオルトエステル、ポリジオキサノン、ポリグルコン酸、ポリ（アミノ酸）、ポリ（α−ヒドロキシル酸）、およびその共重合体で構成されたグループから選択される、請求項５３に記載の方法。
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Cited By (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012130735A (ja) * 2009-06-22 2012-07-12 Gore Enterprise Holdings Inc シール器具及び搬送システム
JP2014525806A (ja) * 2011-08-05 2014-10-02 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティド ポリマーベースの閉塞デバイス、システムおよび方法
KR20150087281A (ko) * 2012-11-16 2015-07-29 더블유.엘. 고어 앤드 어소시에이트스, 인코포레이티드 공간 충전 기기
US9381006B2 (en) 2009-06-22 2016-07-05 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US9808230B2 (en) 2014-06-06 2017-11-07 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US9861346B2 (en) 2003-07-14 2018-01-09 W. L. Gore & Associates, Inc. Patent foramen ovale (PFO) closure device with linearly elongating petals
US9949728B2 (en) 2007-04-05 2018-04-24 W.L. Gore & Associates, Inc. Septal closure device with centering mechanism
US10278705B2 (en) 2008-03-07 2019-05-07 W. L. Gore & Associates, Inc. Heart occlusion devices
WO2019188917A1 (ja) * 2018-03-29 2019-10-03 テルモ株式会社 医療デバイス
WO2019189079A1 (ja) * 2018-03-29 2019-10-03 テルモ株式会社 医療デバイス
US10792025B2 (en) 2009-06-22 2020-10-06 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US10828019B2 (en) 2013-01-18 2020-11-10 W.L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
JP2021115268A (ja) * 2020-01-27 2021-08-10 グンゼ株式会社 医療用材料

Families Citing this family (35)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8442623B2 (en) * 2004-10-13 2013-05-14 Suros Surgical Systems, Inc. Site marker visible under multiple modalities
US8280486B2 (en) * 2004-10-13 2012-10-02 Suros Surgical Systems, Inc. Site marker visable under multiple modalities
US20060079805A1 (en) * 2004-10-13 2006-04-13 Miller Michael E Site marker visable under multiple modalities
US8433391B2 (en) * 2004-10-13 2013-04-30 Suros Surgical Systems, Inc. Site marker
US8060183B2 (en) 2004-10-13 2011-11-15 Suros Surgical Systems, Inc. Site marker visible under multiple modalities
US8529597B2 (en) 2006-08-09 2013-09-10 Coherex Medical, Inc. Devices for reducing the size of an internal tissue opening
US8167894B2 (en) 2006-08-09 2012-05-01 Coherex Medical, Inc. Methods, systems and devices for reducing the size of an internal tissue opening
US9138208B2 (en) 2006-08-09 2015-09-22 Coherex Medical, Inc. Devices for reducing the size of an internal tissue opening
US8870914B2 (en) * 2006-09-12 2014-10-28 Cook Medical Technologies Llc Medical device and a method for sealing a puncture or an opening
US9492149B2 (en) * 2007-11-13 2016-11-15 Cook Biotech Incorporated Fistula grafts and related methods and systems useful for treating gastrointestinal and other fistulae
FR2925285B1 (fr) * 2007-12-19 2011-01-14 Cousin Biotech Dispositif implantable
US9913634B2 (en) * 2009-02-20 2018-03-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Locking element for vascular closure device
US8357172B2 (en) * 2009-07-02 2013-01-22 Lifecell Corporation Device and method for treatment of incision or hernia
US10478168B2 (en) 2009-07-02 2019-11-19 Lifecell Corporation Device and method for treatment of incision or hernia
WO2011089459A1 (fr) * 2010-01-19 2011-07-28 Bioring Sa Dispositif biodégradable pour l'occlusion d'un orifice dans une paroi organique
WO2011096896A1 (en) 2010-02-05 2011-08-11 Nanyang Technological University Occlusion device for closing anatomical defects
SG10201906559QA (en) * 2011-07-15 2019-08-27 Univ Nanyang Tech Occlusion device for closing anatomical defects
US9770232B2 (en) 2011-08-12 2017-09-26 W. L. Gore & Associates, Inc. Heart occlusion devices
US10959715B2 (en) 2012-10-31 2021-03-30 W. L. Gore & Associates, Inc. Devices and methods related to deposited support structures
US10675012B2 (en) 2012-11-16 2020-06-09 W. L. Gore & Associates, Inc. Joint assembly for medical devices
CN103505254A (zh) * 2013-10-05 2014-01-15 王学建 颅底缺损重建器
CN103479405A (zh) * 2013-10-05 2014-01-01 王学建 颅底外科重建器
CN103654883B (zh) * 2013-12-06 2017-01-04 深圳市先健生物材料技术有限公司 带锁定机构的封堵器
CN104116574A (zh) * 2014-07-04 2014-10-29 先健科技(深圳)有限公司 封堵器及封堵装置
EP3146903B1 (en) * 2015-09-23 2019-05-08 Lepu Medical Technology (Beijing) Co., Ltd. Occlusion device for closing an apical hole in the heart wall
DE102015121757A1 (de) * 2015-12-14 2017-06-14 Phenox Gmbh Implantat
CN106923884B (zh) * 2015-12-31 2018-12-21 先健科技(深圳)有限公司 左心耳封堵器
US11191611B2 (en) 2016-06-03 2021-12-07 Somatex Medical Technologies Gmbh Marking device and implantation system
CN206777370U (zh) * 2016-09-22 2017-12-22 杭州诺茂医疗科技有限公司 一种可调距离的左心耳封堵器
CN107019529A (zh) * 2017-05-26 2017-08-08 潘湘斌 一种心房间隔缺损封堵器及其介入方法
US10993807B2 (en) 2017-11-16 2021-05-04 Medtronic Vascular, Inc. Systems and methods for percutaneously supporting and manipulating a septal wall
CN111150434A (zh) * 2018-11-08 2020-05-15 先健科技(深圳)有限公司 封堵器
JP7315162B2 (ja) * 2019-03-04 2023-07-26 グンゼ株式会社 医療用材料
DE102019132558A1 (de) * 2019-11-29 2021-06-02 Somatex Medical Technologies Gmbh Markierungskörper zum Markieren von Gewebe
EP4169453A1 (en) * 2021-10-25 2023-04-26 SpioRAD Medical Limited Large bore vascular closure system

Family Cites Families (100)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3874338A (en) * 1972-10-09 1975-04-01 Fritz Happel Milking cup
US3875648A (en) * 1973-04-04 1975-04-08 Dennison Mfg Co Fastener attachment apparatus and method
US4006747A (en) * 1975-04-23 1977-02-08 Ethicon, Inc. Surgical method
US4007743A (en) * 1975-10-20 1977-02-15 American Hospital Supply Corporation Opening mechanism for umbrella-like intravascular shunt defect closure device
CH598398A5 (ja) * 1976-07-21 1978-04-28 Jura Elektroapparate Fab
US4425908A (en) * 1981-10-22 1984-01-17 Beth Israel Hospital Blood clot filter
US4738666A (en) * 1985-06-11 1988-04-19 Genus Catheter Technologies, Inc. Variable diameter catheter
DE3774781D1 (de) * 1986-07-16 1992-01-09 Sumitomo Chemical Co Kautschukmischung.
US4921479A (en) * 1987-10-02 1990-05-01 Joseph Grayzel Catheter sheath with longitudinal seam
US5274074A (en) * 1987-12-17 1993-12-28 United States Surgical Corporation Medical devices fabricated from homopolymers and copolymers having recurring carbonate units
IT1216042B (it) * 1988-03-09 1990-02-22 Carlo Rebuffat Strumento automatico per suture a borsa di tabacco ad uso chirurgico.
US4902508A (en) * 1988-07-11 1990-02-20 Purdue Research Foundation Tissue graft composition
US4917089A (en) * 1988-08-29 1990-04-17 Sideris Eleftherios B Buttoned device for the transvenous occlusion of intracardiac defects
FR2641692A1 (fr) * 1989-01-17 1990-07-20 Nippon Zeon Co Bouchon de fermeture d'une breche pour application medicale et dispositif pour bouchon de fermeture l'utilisant
US5620461A (en) * 1989-05-29 1997-04-15 Muijs Van De Moer; Wouter M. Sealing device
US5486183A (en) * 1990-10-09 1996-01-23 Raychem Corporation Device or apparatus for manipulating matter
US5078736A (en) * 1990-05-04 1992-01-07 Interventional Thermodynamics, Inc. Method and apparatus for maintaining patency in the body passages
US5108420A (en) * 1991-02-01 1992-04-28 Temple University Aperture occlusion device
US5176659A (en) * 1991-02-28 1993-01-05 Mario Mancini Expandable intravenous catheter and method of using
US5282827A (en) * 1991-11-08 1994-02-01 Kensey Nash Corporation Hemostatic puncture closure system and method of use
US5935122A (en) * 1991-12-13 1999-08-10 Endovascular Technologies, Inc. Dual valve, flexible expandable sheath and method
US5649950A (en) * 1992-01-22 1997-07-22 C. R. Bard System for the percutaneous transluminal front-end loading delivery and retrieval of a prosthetic occluder
US5316262A (en) * 1992-01-31 1994-05-31 Suprex Corporation Fluid restrictor apparatus and method for making the same
US5411481A (en) * 1992-04-08 1995-05-02 American Cyanamid Co. Surgical purse string suturing instrument and method
DE4215449C1 (ja) * 1992-05-11 1993-09-02 Ethicon Gmbh & Co Kg, 2000 Norderstedt, De
US5312341A (en) * 1992-08-14 1994-05-17 Wayne State University Retaining apparatus and procedure for transseptal catheterization
US6090072A (en) * 1992-10-15 2000-07-18 Scimed Life Systems, Inc. Expandable introducer sheath
US5304184A (en) * 1992-10-19 1994-04-19 Indiana University Foundation Apparatus and method for positive closure of an internal tissue membrane opening
US5275826A (en) * 1992-11-13 1994-01-04 Purdue Research Foundation Fluidized intestinal submucosa and its use as an injectable tissue graft
US5417699A (en) * 1992-12-10 1995-05-23 Perclose Incorporated Device and method for the percutaneous suturing of a vascular puncture site
US5284488A (en) * 1992-12-23 1994-02-08 Sideris Eleftherios B Adjustable devices for the occlusion of cardiac defects
US5797960A (en) * 1993-02-22 1998-08-25 Stevens; John H. Method and apparatus for thoracoscopic intracardiac procedures
US6346074B1 (en) * 1993-02-22 2002-02-12 Heartport, Inc. Devices for less invasive intracardiac interventions
US5312435A (en) * 1993-05-17 1994-05-17 Kensey Nash Corporation Fail predictable, reinforced anchor for hemostatic puncture closure
JP3185906B2 (ja) * 1993-11-26 2001-07-11 ニプロ株式会社 心房中隔欠損の補綴材
US6334872B1 (en) * 1994-02-18 2002-01-01 Organogenesis Inc. Method for treating diseased or damaged organs
US5601571A (en) * 1994-05-17 1997-02-11 Moss; Gerald Surgical fastener implantation device
US5725552A (en) * 1994-07-08 1998-03-10 Aga Medical Corporation Percutaneous catheter directed intravascular occlusion devices
US5618311A (en) * 1994-09-28 1997-04-08 Gryskiewicz; Joseph M. Surgical subcuticular fastener system
US5879366A (en) * 1996-12-20 1999-03-09 W.L. Gore & Associates, Inc. Self-expanding defect closure device and method of making and using
US6171329B1 (en) * 1994-12-19 2001-01-09 Gore Enterprise Holdings, Inc. Self-expanding defect closure device and method of making and using
US5480353A (en) * 1995-02-02 1996-01-02 Garza, Jr.; Ponciano Shaker crank for a harvester
US5733337A (en) * 1995-04-07 1998-03-31 Organogenesis, Inc. Tissue repair fabric
US5713864A (en) * 1995-04-11 1998-02-03 Sims Level 1, Inc. Integral conductive polymer resistance heated tubing
US5603703A (en) * 1995-04-28 1997-02-18 Medtronic, Inc. Selectively aspirating stylet
US6132438A (en) * 1995-06-07 2000-10-17 Ep Technologies, Inc. Devices for installing stasis reducing means in body tissue
US6190353B1 (en) * 1995-10-13 2001-02-20 Transvascular, Inc. Methods and apparatus for bypassing arterial obstructions and/or performing other transvascular procedures
WO1997016119A1 (en) * 1995-10-30 1997-05-09 Children's Medical Center Corporation Self-centering umbrella-type septal closure device
US5772641A (en) * 1995-12-12 1998-06-30 Medi-Dyne Inc. Overlapping welds for catheter constructions
US5717259A (en) * 1996-01-11 1998-02-10 Schexnayder; J. Rodney Electromagnetic machine
DE19604817C2 (de) * 1996-02-09 2003-06-12 Pfm Prod Fuer Die Med Ag Vorrichtung zum Verschließen von Defektöffnungen im menschlichen oder tierischen Körper
US5733294A (en) * 1996-02-28 1998-03-31 B. Braun Medical, Inc. Self expanding cardiovascular occlusion device, method of using and method of making the same
US5853422A (en) * 1996-03-22 1998-12-29 Scimed Life Systems, Inc. Apparatus and method for closing a septal defect
AR001590A1 (es) * 1996-04-10 1997-11-26 Jorge Alberto Baccaro Dispositivo oclusor de comunicaciones vasculares anormales y cartucho aplicador de dicho dispositivo
US5893856A (en) * 1996-06-12 1999-04-13 Mitek Surgical Products, Inc. Apparatus and method for binding a first layer of material to a second layer of material
US5741297A (en) * 1996-08-28 1998-04-21 Simon; Morris Daisy occluder and method for septal defect repair
US5861003A (en) * 1996-10-23 1999-01-19 The Cleveland Clinic Foundation Apparatus and method for occluding a defect or aperture within body surface
US6187039B1 (en) * 1996-12-10 2001-02-13 Purdue Research Foundation Tubular submucosal graft constructs
US6867248B1 (en) * 1997-05-12 2005-03-15 Metabolix, Inc. Polyhydroxyalkanoate compositions having controlled degradation rates
US6030007A (en) * 1997-07-07 2000-02-29 Hughes Electronics Corporation Continually adjustable nonreturn knot
US5928260A (en) * 1997-07-10 1999-07-27 Scimed Life Systems, Inc. Removable occlusion system for aneurysm neck
US6174330B1 (en) * 1997-08-01 2001-01-16 Schneider (Usa) Inc Bioabsorbable marker having radiopaque constituents
US5902287A (en) * 1997-08-20 1999-05-11 Medtronic, Inc. Guiding catheter and method of making same
AU725516B2 (en) * 1997-09-19 2000-10-12 Metabolix, Inc. Biological systems for manufacture of polyhydroxyalkanoate polymers containing 4-hydroxyacids
GB9725390D0 (en) * 1997-12-02 1998-01-28 Smiths Industries Plc Catheter assemblies and inner cannulae
US6174332B1 (en) * 1997-12-05 2001-01-16 St. Jude Medical, Inc. Annuloplasty ring with cut zone
US6027519A (en) * 1997-12-15 2000-02-22 Stanford; Ulf Harry Catheter with expandable multiband segment
JP3799810B2 (ja) * 1998-03-30 2006-07-19 ニプロ株式会社 経カテーテル手術用閉鎖栓およびカテーテル組立体
US6190357B1 (en) * 1998-04-21 2001-02-20 Cardiothoracic Systems, Inc. Expandable cannula for performing cardiopulmonary bypass and method for using same
JP3906475B2 (ja) * 1998-12-22 2007-04-18 ニプロ株式会社 経カテーテル手術用閉鎖栓およびカテーテル組立体
US6356782B1 (en) * 1998-12-24 2002-03-12 Vivant Medical, Inc. Subcutaneous cavity marking device and method
US6371904B1 (en) * 1998-12-24 2002-04-16 Vivant Medical, Inc. Subcutaneous cavity marking device and method
US6217590B1 (en) * 1999-01-22 2001-04-17 Scion International, Inc. Surgical instrument for applying multiple staples and cutting blood vessels and organic structures and method therefor
WO2000051662A1 (en) * 1999-03-04 2000-09-08 Tepha, Inc. Bioabsorbable, biocompatible polymers for tissue engineering
US6632236B2 (en) * 1999-03-12 2003-10-14 Arteria Medical Science, Inc. Catheter having radially expandable main body
EP2305324B1 (en) * 1999-03-25 2014-09-17 Metabolix, Inc. Medical devices and applications of polyhydroxyalkanoate polymers
DE69927474T2 (de) * 1999-03-29 2006-07-06 William Cook Europe A/S Ein Führungsdraht
US6277138B1 (en) * 1999-08-17 2001-08-21 Scion Cardio-Vascular, Inc. Filter for embolic material mounted on expandable frame
US6379342B1 (en) * 1999-04-02 2002-04-30 Scion International, Inc. Ampoule for dispensing medication and method of use
JP2000300571A (ja) * 1999-04-19 2000-10-31 Nissho Corp 経カテーテル手術用閉鎖栓
US6206907B1 (en) * 1999-05-07 2001-03-27 Cardia, Inc. Occlusion device with stranded wire support arms
US6379368B1 (en) * 1999-05-13 2002-04-30 Cardia, Inc. Occlusion device with non-thrombogenic properties
US6712836B1 (en) * 1999-05-13 2004-03-30 St. Jude Medical Atg, Inc. Apparatus and methods for closing septal defects and occluding blood flow
US6206895B1 (en) * 1999-07-13 2001-03-27 Scion Cardio-Vascular, Inc. Suture with toggle and delivery system
US6358238B1 (en) * 1999-09-02 2002-03-19 Scimed Life Systems, Inc. Expandable micro-catheter
US6231561B1 (en) * 1999-09-20 2001-05-15 Appriva Medical, Inc. Method and apparatus for closing a body lumen
US6551303B1 (en) * 1999-10-27 2003-04-22 Atritech, Inc. Barrier device for ostium of left atrial appendage
US6551344B2 (en) * 2000-04-26 2003-04-22 Ev3 Inc. Septal defect occluder
US6214029B1 (en) * 2000-04-26 2001-04-10 Microvena Corporation Septal defect occluder
US6352552B1 (en) * 2000-05-02 2002-03-05 Scion Cardio-Vascular, Inc. Stent
US6867249B2 (en) * 2000-08-18 2005-03-15 Kin Man Amazon Lee Lightweight and porous construction materials containing rubber
US6364853B1 (en) * 2000-09-11 2002-04-02 Scion International, Inc. Irrigation and suction valve and method therefor
US6375625B1 (en) * 2000-10-18 2002-04-23 Scion Valley, Inc. In-line specimen trap and method therefor
US6508828B1 (en) * 2000-11-03 2003-01-21 Radi Medical Systems Ab Sealing device and wound closure device
US6726696B1 (en) * 2001-04-24 2004-04-27 Advanced Catheter Engineering, Inc. Patches and collars for medical applications and methods of use
US20030139819A1 (en) * 2002-01-18 2003-07-24 Beer Nicholas De Method and apparatus for closing septal defects
US8430934B2 (en) * 2002-03-01 2013-04-30 Regents Of The University Of Minnesota Vascular occlusion device
EP1538994A4 (en) * 2002-06-05 2008-05-07 Nmt Medical Inc DEVICE FOR CLOSING A PATENT FORAMS OVALE (PFO) WITH RADIAL AND COMPLEMENTARY SUPPORT
US7678123B2 (en) * 2003-07-14 2010-03-16 Nmt Medical, Inc. Tubular patent foramen ovale (PFO) closure device with catch system
US20050064223A1 (en) * 2003-09-22 2005-03-24 Bavaro Vincent Peter Polymeric marker with high radiopacity

Cited By (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9861346B2 (en) 2003-07-14 2018-01-09 W. L. Gore & Associates, Inc. Patent foramen ovale (PFO) closure device with linearly elongating petals
US11375988B2 (en) 2003-07-14 2022-07-05 W. L. Gore & Associates, Inc. Patent foramen ovale (PFO) closure device with linearly elongating petals
US12059140B2 (en) 2007-04-05 2024-08-13 W. L. Gore & Associates, Inc. Septal closure device with centering mechanism
US10485525B2 (en) 2007-04-05 2019-11-26 W.L. Gore & Associates, Inc. Septal closure device with centering mechanism
US9949728B2 (en) 2007-04-05 2018-04-24 W.L. Gore & Associates, Inc. Septal closure device with centering mechanism
US10278705B2 (en) 2008-03-07 2019-05-07 W. L. Gore & Associates, Inc. Heart occlusion devices
US11589853B2 (en) 2009-06-22 2023-02-28 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US10806437B2 (en) 2009-06-22 2020-10-20 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US9636094B2 (en) 2009-06-22 2017-05-02 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US12082795B2 (en) 2009-06-22 2024-09-10 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US9451939B2 (en) 2009-06-22 2016-09-27 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US9381006B2 (en) 2009-06-22 2016-07-05 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US11596391B2 (en) 2009-06-22 2023-03-07 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US9468430B2 (en) 2009-06-22 2016-10-18 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
JP2012130735A (ja) * 2009-06-22 2012-07-12 Gore Enterprise Holdings Inc シール器具及び搬送システム
US11564672B2 (en) 2009-06-22 2023-01-31 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US8956389B2 (en) 2009-06-22 2015-02-17 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US10792025B2 (en) 2009-06-22 2020-10-06 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
JP2014525806A (ja) * 2011-08-05 2014-10-02 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティド ポリマーベースの閉塞デバイス、システムおよび方法
KR102023233B1 (ko) * 2012-11-16 2019-09-19 더블유.엘. 고어 앤드 어소시에이트스, 인코포레이티드 공간 충전 기기
KR20150087281A (ko) * 2012-11-16 2015-07-29 더블유.엘. 고어 앤드 어소시에이트스, 인코포레이티드 공간 충전 기기
JP2015534887A (ja) * 2012-11-16 2015-12-07 ダブリュ．エル．ゴア アンド アソシエイツ，インコーポレイティドＷ．Ｌ． Ｇｏｒｅ ＆ Ａｓｓｏｃｉａｔｅｓ， Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄ 空間充填装置
US11771408B2 (en) 2013-01-18 2023-10-03 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US10828019B2 (en) 2013-01-18 2020-11-10 W.L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US10368853B2 (en) 2014-06-06 2019-08-06 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US11298116B2 (en) 2014-06-06 2022-04-12 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
US9808230B2 (en) 2014-06-06 2017-11-07 W. L. Gore & Associates, Inc. Sealing device and delivery system
WO2019189079A1 (ja) * 2018-03-29 2019-10-03 テルモ株式会社 医療デバイス
WO2019188917A1 (ja) * 2018-03-29 2019-10-03 テルモ株式会社 医療デバイス
JP7270606B2 (ja) 2018-03-29 2023-05-10 テルモ株式会社 医療デバイス
JP7270605B2 (ja) 2018-03-29 2023-05-10 テルモ株式会社 医療デバイス
JPWO2019188917A1 (ja) * 2018-03-29 2021-04-01 テルモ株式会社 医療デバイス
JPWO2019189079A1 (ja) * 2018-03-29 2021-04-01 テルモ株式会社 医療デバイス
JP7538283B2 (ja) 2018-03-29 2024-08-21 テルモ株式会社 医療デバイス
JP2021115268A (ja) * 2020-01-27 2021-08-10 グンゼ株式会社 医療用材料
JP7421349B2 (ja) 2020-01-27 2024-01-24 グンゼ株式会社 医療用材料

Also Published As

Publication number Publication date
EP1948037A2 (en) 2008-07-30
WO2007120186A2 (en) 2007-10-25
US20070118176A1 (en) 2007-05-24
WO2007120186A3 (en) 2009-04-23
CA2627285A1 (en) 2007-10-25

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