JP2016518155A - 左心耳に空置術を行うためのデバイスおよび方法 - Google Patents

左心耳に空置術を行うためのデバイスおよび方法 Download PDF

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Abstract

特に心房細動を患う患者において、左心耳（ＬＡＡ：left atrial appendage）内における凝血とその後の塞栓形成とを防止するためにＬＡＡを閉塞するためのデバイスおよび方法。強靭な抗血栓性メンブレンで囲まれた発泡体インプラントが、ＬＡＡ内へと経血管手段を介して配置され、接着剤および／または機械式アンカーで固定される。組織過成長および組織内部成長が、インプラントを定位置に固定し恒久的閉塞をもたらすように最適化される。

Description

関連出願の相互参照
本出願は、米国特許法第１１９条（ｅ）項に基づき２０１３年３月１３日に出願された米国特許仮出願第６１／７７９，８０２号の優先権の利益を主張するものである。この仮出願の全体が、参照により本明細書に組み込まれる。
本明細書に開示される実施形態は、特に心房細動を患う患者において、左心耳（ＬＡＡ：left atrial appendage）内における凝血とその後の塞栓形成とを防止するためにＬＡＡを閉塞するためのデバイスおよび方法に関する。
心房細動（Ａｆｉｂ：atrial fibrillation）は、左心房（ＬＡ：left atrium）の平常時の拍動が無秩序であり無効となる症状である。左心耳（ＬＡＡ）は、ＬＡから外れた盲嚢である。Ａｆｉｂを患う患者において、血液は、ＬＡＡ内で停滞して、血塊形成を助長する。これらの血塊（または血塊片）は、ＬＡＡで塞栓形成するかまたは去り、体循環に進む傾向がある。発作は、血塊／血塊片が塞栓形成し、脳に潅流する動脈の中の１つを閉塞した場合に引き起こされる。例えばコーマディン（Coumadin）などの抗凝血薬は、Ａｆｉｂ患者における発作リスクを著しく低下させることが判明している。これらの薬物は、血塊形成を減少させるが、出血性卒中、硬膜下血腫、および消化管での出血を含む出血性合併症を増加させる。
米国および欧州連合には、約８００万人のＡｆｉｂ患者が存在する。このうちの約４６０万人の患者が、高い発作リスクを有し、抗凝血薬による恩恵を受け得る。これらの患者の大部分は、高い出血リスクにより抗凝血薬を摂取することができず、発作リスクに対する対処をされないままである。Ａｆｉｂ罹患率は、年齢と共に上昇する。
ＬＡＡを閉塞するための複数のデバイスが、先行技術で説明されているが、これらはいずれも、本発明により改良される制約を有する。先行技術のデバイスは、円形の断面を有し、ＬＡＡ心門を埋めるように拡張するように作製された金属構造体である。これらのデバイスは、多数のサイズで提供され、非常にばらつきの多いＬＡＡの解剖学的構造に厳密に合わせられなければならない。これは、蛍光透視検査を使用して実施することが困難であり、いずれも三次元再構築を伴う経食道心エコー検査、心臓ＣＴ、およびＭＲＩの形態の補助的な撮像をしばしば必要とする。デバイスが著しくサイズオーバーする場合には、ＬＡＡ心門は、過剰に伸張されて、引裂きを引き起こしその結果として心臓周囲の空間内への出血をもたらし得る。デバイスが過度に小さい場合には、心門を十分に封止せず、塞栓形成を被る傾向がある。正確にサイズ設定された場合でも、デバイスにより、長円形のＬＡＡ心門がデバイスの円形の形状をとらされて、結果として封止不良によりエッジに漏出が残ることがしばしばある。
先行技術のデバイスでは、デバイスの拡張時に周囲の心臓組織に係入する径方向に配設された返しまたはフックのアレイを主として使用することにより、適切な位置にこれらのインプラントを固定することが説明されている。したがって、デバイスは、返しが周辺組織に係合するのに十分なばね力または剛直性を有さなければならない。これらの返しは、組織を通り心臓周囲の空間内への血液の漏出をもたらす場合があり、これは、心臓タンポナーデをもたらし得る。さらに、これらの返しおよびフックのジオメトリは、インプラントが完全に拡張されると、追加的な位置決めを妨げる。
これらの全ての理由により、多様な処置前撮像を必要とする過剰なサイズ数を必要とせず、完全拡張時の再位置決めが可能であり、フックまたは返しのアレイを用いずに固定され得るデバイスを有することが望ましい。
本明細書においては、左心耳（ＬＡＡ）内における凝血とその後の塞栓形成とを防止するためにＬＡＡを閉塞するためのデバイスおよび方法が開示される。これらのコンセプトは、血管系を通してガイドワイヤ上を辿るカテーテルを通してデバイスを送達することを可能にすることを含む。送達のために折り畳まれ次いでＬＡＡ内の定位置で拡張される発泡体が説明される。これらのプラグの固定は、ＬＡＡから発泡体内への組織内部成長、接着剤、返し、または遠位固定要素によりなされる。引裂きを伴わないプラグの取扱いを可能にするのに十分な強度を有し、また少なくとも近位のＬＡ対面側での新生内膜生成を助長するためのジャケットで囲まれた発泡プラグが説明される。
本発明の一態様によれば、左心耳閉塞デバイスが提供される。このデバイスは、近位端部、遠位端部、および側壁部を有する拡張可能な連続気泡発泡体を備える。スキンが、発泡体の近位（心房）端部を少なくとも覆い、拡張可能ルーメンが、発泡体を貫通して延在する。ルーメンは、送達カテーテルおよび／またはガイドワイヤの一部分を支持し得るが、かかる構成要素が除去されるとほぼゼロの断面積へと折り畳まれる。この特徴は、塞栓子が中心ルーメン内に形成されるおよび血流中に移動する可能性を低下させる。発泡体は、約２０Ｆ未満の内径を有する送達カテーテル内で圧縮可能であり、送達カテーテルから解放された場合には少なくとも約２５ｍｍの直径へと自動拡張し得る。
本発明の一実装形態では、スキンは、ｅＰＴＦＥを含む。スキンは、ガイドワイヤルーメンの長さにわたり延在してもよく、発泡体の遠位端部ならびに近位端部の少なくとも一部分をさらに覆ってもよい。一実施形態では、連続気泡発泡体を囲みガイドワイヤルーメンにライニングを施すように自体に連結するために、スキンは、連続気泡発泡体内のガイドワイヤルーメンを貫通して延在し、発泡体の外部を越えてめくれ返る管状ｅＰＴＦＥスリーブを備える。
好ましくは、少なくとも１つの組織内部成長表面が、隣接する組織と直接接触状態に連続気泡発泡体を配置するためにスキンを貫通する少なくとも１つの孔を形成することによってなど、発泡体の側壁部に設けられる。組織内部成長表面は、発泡体の側壁部の表面積の少なくとも約２０％、４０％、６０％、８０％、またはそれ以上を含み得る。
放射線不透過性ワイヤまたは放射線不透過性糸などの少なくとも１つの放射線不透過性マーカが設けられてもよく、および／または発泡体および／またはスキンが、蛍光透視下における視覚化を可能にするために、硫酸バリウム、次炭酸ビスマス、またはタングステンなどの放射線不透過性充填材で充填または含浸されることが可能である。少なくとも１つまたは２つまたはそれ以上の組織貫通要素または他のアンカーが設けられてもよい。
本発明の別の態様によれば、左心耳閉鎖システムが提供される。このシステムは、近位端部および遠位端部と、貫通して延在する少なくとも１つのルーメンとを有する、細長可撓性管状体を備える送達カテーテルを備える。送達カテーテルの遠位端部内に圧縮される自動拡張可能連続気泡発泡体が、発泡体の少なくとも一部分を覆うスキンと、発泡体を貫通して延在するガイドワイヤとを担持する。プッシュワイヤなどの軸方向可動展開制御装置が、閉鎖システムの遠位端部から発泡体を展開させるためにルーメンを貫通して延在する。
このシステムは、膨張可能バルーンを有するガイドワイヤをさらに備えてもよい。好ましくは、少なくとも１つの組織内部成長領域が、スキンの少なくとも１つの窓を通して連続気泡発泡体を露出させることによってなど、発泡体上に設けられる。
本開示の実施形態は、添付の図面を参照としてさらに説明される。図面では、同様の構造体が、複数の図面にわたり同様の数字で示される。示した図面は、必ずしも縮尺通りではなく、代わりに本開示の実施形態の原理を示すことに一般的に重点が置かれる。
左心房および左心耳の解剖学的構造を示す図である。 接着剤を使用したある発泡プラグ実施形態が定位置に置かれた状態の、左心耳を示す図である。 発泡プラグのＸ線画像を示す図である。 発泡体実施形態および遠位アンカーが定位置に置かれた状態の、左心耳を示す図である。 ねじアンカーを示す図である。 発泡プラグ実施形態の長手方向断面図である。 ＬＡＡ断面を示す図である。 左心耳への心門に接近しつつあるガイドカテーテルの概略図である。 ガイドワイヤが左心耳内に配置された状態の、図８と同様の図である。 ガイドワイヤの遠位領域に位置する膨張可能バルーンが左心耳内に位置決めされた状態の、図９と同様の図である。 ガイドカテーテルがガイドワイヤに沿って遠位方向におよび左心耳内に前進された状態の、図１０と同様の図である。 閉塞デバイスおよびプッシャーがガイドカテーテル内に位置決めされた状態を示す、図１１と同様の図である。 閉塞デバイスが部分的に展開されてガイドカテーテルから出た状態を示す、図１２と同様の図である。 閉塞デバイスが左心耳内で完全に展開された状態の、図１３と同様の図である。 左心耳内に閉塞デバイスを保持するための接着剤または他の固定構造体の展開を示す、図１４と同様の図である。 金属および発泡体を使用したプラグ閉塞デバイスの長手方向断面図である。 金属コイルおよび発泡体を使用したプラグを示す図である。 単一金属コイルを使用したプラグを示す図である。 拡張遠位先端部を有するプラグを示す図である。 近位キャップおよび遠位キャップを有するプラグを示す図である。 プラグ接着剤送達システムを示す図である。 拡張発泡体システムの送達を示す図である。 返しを有するプラグを示す図である。 回復縫合糸装着を伴うプラグを示す図である。 遠位固定システムを示す図である。 遠位固定システムを示す図である。 代替的な遠位固定システムを示す図である。
上記で特定した図は、本開示の実施形態を示すが、本論で指摘されるような他の実施形態も企図される。本開示は、代表的なものとしての例示の実施形態を提示し、それらは限定的なものではない。当業者は、本開示の実施形態の原理の範囲および趣旨に含まれる多数の他の変更形態および実施形態を考案し得る。
図１には、左心房（ＬＡ）１０４から生じた腔部である左心耳（ＬＡＡ）１０２を有する心臓１００を示す。ＬＡＡ１０２は、全ての次元において非常に可変的な形状を有する。心臓が正常には拍動していない場合、すなわち心房細動と呼ばれる症状にある場合には、ＬＡＡ内の血液は、停滞状態となり、これが血塊形成を助長する。血液がＬＡＡ内で凝固すると、血塊は、ＬＡＡ１０２からＬＡ１０４に、左心室１０６に、および心臓１００から出て大動脈内へと進み得る。脳に血液を送る血管は、大動脈から分岐する。血塊が、これらの欠陥を経由して脳に進むと、血栓を引き起こし、脳内の小血管を閉塞させる場合があり、次いでこれが虚血性発作を引き起こす。発作は、それに関連する重篤な病状を伴う。
ＬＡ１０４へのＬＡＡ１０２の開口は、心門１１０と呼ばれる。この発明の目的は、心門１１０を閉塞し、それによりＬＡＡ１０２からＬＡ１０４を封止することである。心門１１０は、長円形であり、可変性が高く、負荷条件すなわち左心房圧に左右される。
図２には、ＬＡＡ閉塞デバイスの一実施形態を示す。閉塞デバイスまたはプラグ２０４は、ＬＡＡ２００内のＬＡ２０２への開口に配置される。プラグ２０４は、プラグの収縮および拡張を可能にする、さらには発泡体内への組織内部成長を向上させるための、連続気泡発泡体などの拡張可能媒体を含む。発泡体プラグ２０４は、ｅＰＴＦＥ（延伸ポリテトラフルオロエチレン）、ポリオレフィン、またはポリエステルなどの高強度薄層２０６内に少なくとも部分的に囲まれる。代替的には、ＰＬＡ、ＰＧＡ、ＰＣＬ、ＰＨＡ、またはコラーゲンなどの生体吸収性材料が利用され得る。この包囲薄層は、径方向などの少なくとも１つの方向に弾性を有するように配向され得るかまたは他の方法で修正され得る。
プラグは、ポリウレタン、ポリオレフィン、ＰＶＡ、コラーゲンの発泡体またはそれらの混合物から作製され得る。１つの適切な材料は、１００〜２５０ｕｍの孔径と９０〜９５％の空洞率とを有するポリカーボネート−ポリウレタン尿素発泡体である。この発泡体は、非分解性であることが可能であり、あるいはＰＬＡ、ＰＧＡ、ＰＣＬ、ＰＨＡ、および／またはコラーゲンなどの分解性材料を使用することが可能である。分解性を有する場合には、ＬＡＡからの組織が、発泡プラグ内に成長し、時間の経過と共に発泡体と置換する。プラグ２０４は、拘束されない拡張状態では円筒形状を有し得るが、近位端部よりも小さな遠位端部を有するかまたはその逆の円錐状であってもよい。また、プラグ２０４は、ＬＡＡの開口により良好に合致する長円形断面を有することも可能である。
発泡プラグ２０４は、ＬＡＡ内にぴったりと嵌るように非拘束拡張状態では径方向にサイズオーバーし、標的ＬＡＡの直径に応じて５〜５０ｍｍの直径となり得る。プラグの長さは、その直径と同様であるかまたは直径を上回り、プラグの安定性を最大限に引き出すために、Ｌ／Ｄ比が約１．０、約１．０超、約１．５超、または約２．０超になるようにする。材料のコンプライアンスは、プラグを定位置に維持するがＬＡＡ壁を過度に延伸させることがないような十分な力でＬＡＡの壁部を押すように設計される。また、発泡体および／またはスキンは、拡張時にＬＡＡの不規則表面に形状合致して、天然ＬＡＡ壁に相補的な表面構造を実現することにより、固定をさらに強化し封止を促進する。したがって、従来技術のいくつかの左心耳閉塞デバイスは、左心耳の少なくともいくつかの面を円形構成へと付勢する機械式フレームを備えるが、本発明の拡張可能発泡体インプラントは、左心耳の天然構成に形状合致する。一実施形態では、発泡体の構造体は、発泡体の両端部に対して軸方向に圧縮することにより、発泡体の直径が増大するように製造され得る。
ｅＰＴＦＥまたは発泡体材料は、放射線不透過性糸２１０などの１つ、２つ、またはそれ以上の放射線不透過性マーカを備えるか、あるいは解剖学的構造内での適切な位置決めのためにＸ線下でのオペレータによるプラグの視認を可能にする硫酸バリウム、次炭酸ビスマス、またはタングステンなどの放射線不透過性充填材で充填または含浸され得る。図３には、Ｘ線画像が示され、発泡プラグ３００は見えないが、糸３０２およびクリンプ３０４（以下で論じる）は明確に見ることができる。この糸またはリボンは、白金、タングステン、またはバリウム、ビスマス、タンタル、タングステン、チタン、もしくは白金などの放射線不透過性充填材を含むポリマーなどの放射線不透過性金属ワイヤから作製され得る。
外方ｅＰＴＦＥ層は、発泡プラグのおよそ同一直径の直径と、約０．０００１”〜約０．００１”の間の厚さの壁厚とを有するチューブから形成されてもよく、発泡体材料を引き裂かずにプラグを折り畳むおよび引っ張ることを可能にする役割を果たす。また、ｅＰＴＦＥ材料は、左心房２０６に対面する血液接触表面としての役割も果たし、血液成分がこの表面上で凝固し、組織の内膜被覆または新生内膜被覆がその表面にわたって成長し、材料にしっかりと固定するように、孔または節を有する。約４μ〜約１１０μ、理想的には５〜３５μの範囲内の孔径が、新生内膜の形成および接着に有用である。
外方カバー２０６は、ＦＥＰ、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリエステル、もしくはナイロンから作製された織成繊維、メッシュ、または穿孔フィルムなどのｅＰＴＦＥ以外の材料から構築されてもよい。カバーは、少なくとも長手方向に低いコンプライアンスを有し（非弾性）、プラグの除去を可能にするのに十分な強度と低摩擦係数とを有し、抗血栓性であるべきである。外方カバーは、殆どの発泡体が引っ張られた場合に引裂きに抵抗するのに十分な強度を有さないため、プラグの除去を可能にするための母体としての役割を果たす。また、プラグは、その超音波心エコープロファイル、抗血栓性、潤滑性を向上させるための、および／または心エコー視覚化を助長し細胞の内部成長および被覆を促進するための材料で被覆されるかまたは含むことが可能である。
外方カバーは、ＬＡＡ組織の発泡プラグとの接触を可能にすることにより発泡プラグの孔内への組織内部成長を助長するための穴を有する。これらの穴は、１〜５ｍｍの直径を有してもよく、または発泡プラグの軸に整列された長手方向軸を有する長円形であってもよい。この長円形の長さは、発泡プラグの長さの８０％であってもよく、幅は１〜５ｍｍであってもよい。穴は、外方カバーが除去に必要な引張力を伝達するのに十分な強度を維持するように可能な限り大きいものであってもよい。穴は、好ましくはデバイスに沿って配置され得る。一実施形態では、穴は、ＬＡＡ壁からの組織内部成長を強化するために遠位に配置される。
本発明の一実施形態では、インプラントは、ｅＰＴＦＥの近位端部キャップおよび遠位端部キャップを備え、これらはｅＰＴＦＥの２つ、３つ、４つ、またはそれ以上の軸方向延在ストリップにより共に接合される。軸方向延在ストリップは、周方向に相互に離間されて、少なくとも２つ、３つ、４つ、またはそれ以上の側方に向く窓を形成し、連続気泡発泡体は、これらの窓を通して左心耳の組織壁と直接接触状態になる。この外方カバーは、メッシュまたはネットであることも可能である。図２０に示すように、カバー２００４は、プラグ２０００の近位面および遠位面上にのみ位置する。これらは、発泡プラグに接着され、次いで中心チューブ２００２に圧着され得る。
ＬＡＡ内で定位置に発泡プラグを接着する１つの手段は、低粘性シアノアクリレート（１〜２００ｃｐｓ）などの接着剤を使用することである。接着剤は、発泡プラグ２０８の遠位端部付近の側壁に沿った位置に注入される。ｅＰＴＦＥカバーの穴は、接着剤が発泡プラグ２０４とＬＡＡ壁２００との間で相互作用するのを可能にする。接着剤の注入は、複数の手段で達成され得るが、手段の中の１つは、カテーテルを通して中心ルーメン２１２内に注入することである。通路２１４は、正確な位置に接着剤を案内する役割を果たす。発泡プラグの遠位端部は、接着剤が遠位クリンプ２１６から出るのを防止するためにその時点では制限されなければならない。代替的には、図２１は、ガイドカテーテル２１０２を通り、プラグ２１０６の中心ルーメンを通り事前配置され、プラグ２１００の遠位端部へとＬＡＡ内で後方向に屈曲するチューブ２１０４を示す。これらのチューブ２１０４は、接着剤の注入を可能にするための取付具が装着されるガイドカテーテル２１０２の近位端部にかけての全距離にわたって通され、この接着剤は、次いでプラグの所望の位置で小チューブ２１０４から出る。これらのチューブは、接着剤がチューブに固着しないようにポリエチレン、ポリプロピレン、またはＦＥＰから作製される。チューブ２１０４は、注入後にはガイドカテーテルを通り患者から引き出される。
水性架橋接着剤、ポリウレタン、ＰＥＧ、ＰＧＡ、ＰＬＡ、ポリカプロラクトン、またはリシン由来ウレタンを含む他の一液型接着剤が使用されてもよい。加えて、これらの接着剤は、１つの構成要素が発泡体に接着され、第２の構成要素はｉｎ ｖｉｖｏ注入されるような、２つの成分で作製されてもよい。また、これらの二成分接着剤は、注入チューブの詰まりを防止するためにｉｎ ｖｉｖｏ混合するように同時に注入され得る。
プラグ４００のための代替的な固定手段は、図４に示すような１つ、２つ、またはそれ以上の遠位アンカーである。ワイヤ４０４が、中心ルーメン４１０を通してＬＡＡ内に通され、ＬＡＡの遠位壁部に装着される。この場合、スクリューワイヤ４０８が、ＬＡＡ４０６の壁部に螺入される。このさらなる詳細が図５に示されており、ねじ５０２が、ＬＡＡ壁５０４内に、しかし心外膜表面５０６を完全には貫通せずに埋め込まれるのが図示される。
追加の固定手段は、複数のフック、返し、または、遠位壁および籠、マルコット（ｍａｌｌｅｃｏｔ）、遠位発泡プラグ、およびＬＡＡ内で開き壁部を外方に押すかまたはＬＡＡの突出部に係合するニチノールワイヤバードネストを把持するための捕捉器具の使用を含む。プラグを配置し、次いで二次ステップとしてアンカーに係合することが望ましい場合がある。１つのかかる実施形態は、アンカー先端部の近位に溶接されたボールまたはキャッチを有する多数のニチノールワイヤを備え得る。これらは、送達カテーテルで束ねられ、次いで理想的なプラグ位置が確認されると解放される。
図６には、発泡プラグ６００、左心房面６０２、およびＬＡＡ面６１０と共に一実施形態の断面が示される。ｅＰＴＦＥ材料６０４は、発泡プラグ６００を囲み、その開口端部は、ワイヤ、縫合糸、または内方チューブ６０８を覆う管状クリンプ６０６などの装着構造体と連結される。内方チューブ６０８は、３０４グレードもしくは３１６グレードなどのインプラント用ステンレス鋼か、またはＭＰ３５ｎなどのコバルト−クロム合金から作製されてもよく、クリンプ６０６は、焼きなましされた３０４ステンレス鋼もしくは３１６ステンレス鋼か、またはＭＰ３５ｎなどのコバルト−クロム合金から作製されてもよい。また、このクリンプは、デバイスが除去される必要がある場合に捕捉され得る要素としての役割も果たす。
図６を参照すると、管状ｅＰＴＦＥ層６０４は、ガイドワイヤルーメンにライニングを施す内方層６１２に沿って延在し、左心房面６０２の周囲で外方にめくれ返り外方層６１４を形成する。内方層６１２の第１の端部６１６は、外方層６１４の第２の端部６１８内で同心状に配設される。第１の端部６１６および第２の端部６１８は、内方チューブ６０８と外方クリンプ６０６との間でクランプ固定される。このようにすることで、インプラントは、シームレス左心房面６０２を提示し、内方チューブ６０８とのガイドワイヤルーメンの一体化を保つように囲まれ得る。
図７〜図１５には、デバイスの配置が示される。左心耳を閉じるために、左心房（ＬＡ）は、初めに静脈系からアクセスされなければならない。１つのアプローチは、Ｂｒｏｃｋｅｎｂｒｏｕｇｈ型ニードルを使用して心房中隔に穿刺することにより右心房（ＲＡ）からのＬＡにアクセスすることである。この基本的なニードル穿刺技法が実施されることにより、典型的には右大腿静脈を経由した静脈アクセスが得られる。次いで、Ｍｕｌｌｉｎｓシースおよび拡張器が、上大静脈（ＳＶＣ：ｓｕｐｅｒｉｏｒ ｖｅｎａ ｃａｖａ）内に事前に配置された０．０２５”または０．０３２”ガイドワイヤ上を辿る。典型的には、経食道心エコー（ＴＥＥ）または心内エコー（ＩＣＥ）などの蛍光透視および心エコー撮像が利用される。エコーが利用されない場合には、大動脈起始部にピッグテールカテーテルを配置して大動脈弁の位置を規定することもまた一般的であるが、このステップはエコーが使用される場合には不要となる。
Ｍｕｌｌｉｎｓシースおよび拡張器がＳＶＣ内に置かれると、ガイドワイヤは除去され、経中隔ニードルが拡張器を通して配置される。ニードルは、ニードルが先端部に進む際に拡張器ルーメンからポリマー材料を削ぎ取るのを防止するためのスタイレットを含む。ニードルが拡張器先端部付近に置かれると、スタイレットは除去され、ニードルはマニホルドに連結され洗滌される。Ｍｕｌｌｉｎｓシース／拡張器セットおよびニードル（拡張器先端部内に位置決めされた）は、ユニットとしてＲＡに向かってＳＶＣ内へと後退される。システムが、ＳＶＣの壁部に沿ってＲＡ内に引き込まれ、卵円窩内に位置決めされると、好ましい穿刺位置。
卵円窩内の適切な位置が観測されると、ニードルが卵円窩を越えてＬＡ内に前進される。正常な経中隔栓子は、エコー、圧力測定、Ｏ２飽和度、および造影剤注入により確認され得る。ニードル位置がＬＡ内で位置決めされたことが確認されると、シースおよび拡張器が、ニードル上をＬＡ内に前進され得る。いくつかの場合、ユーザは、初めにニードルに通して横断前にＬＡ内におよび上肺静脈（典型的には左）内にガイドワイヤを通す。代替オプションは、非常に厚いまたは肥厚な中隔を横断するのに有用な高周波経中隔ニードルの使用か、またはニードルに通して配置され初期穿刺に利用される安全ワイヤの使用を含む。
図８〜図１５を参照すると、ガイドカテーテル８０２が、上述のように大腿静脈に通して心臓の右心房内におよび心房内中隔を越えて左心房内に配置され、ＬＡＡ心門８０４付近に位置決めされる。通常は０．０３５”直径のガイドワイヤ９０２が、ガイドカテーテル９００を通してＬＡＡ９０４内に配置される。このガイドワイヤ１００２は、その遠位端部にバルーン１００６が装着されていてもよく、このバルーン１００６は、ＬＡＡ内で拡張され、ガイドカテーテル１１００がＬＡＡ壁を穿刺するのを防止するための緩衝器としての役割を果たす。次いで、ガイドカテーテル１１００は、ガイドワイヤ１１０８上をＬＡＡ１１０４内に前進される。放射線不透過性マーカ１１０２が、蛍光透視下でカテーテル配置を案内するために使用される。次いで、発泡プラグ１２０４が、プッシャー１２０２によりガイドカテーテル１２００を通して押され、図１３ではガイドカテーテル１３００からゆっくり出るのが図示され、最終的にこれは、図１４に示すように完全に展開される。次いで、発泡プラグ１４０４の位置が、遠位バルーン１４０８およびガイドカテーテル１４００を使用して定位置で調節されて、シャフト１４１２を介してバルーン１４０８を引くことにより発泡プラグを近位方向に摺動させ得る、またはガイドカテーテル１４００を遠位方向に押すことにより発泡プラグを遠位方向に摺動させ得る。また、ガイドワイヤは、ＬＡＡの封止がモニタリングされ、十分なシールの確認がなされるように、中に圧力センサを収容してもよい。ユーザが配置に関して満足すると、接着剤１５１４が注入されてもよく、および／または機械式アンカーが展開されて、壁部にプラグを固定してもよい。ガイドワイヤバルーン１５０８が収縮され、その後ガイドワイヤが。代替的な実施形態では、二液型接着剤システムが使用され得る。この場合には、二液システムの一方の成分は、スキンの外方表面に結合して発泡プラグを覆う。第２の成分は、結合が発泡プラグとＬＡＡ壁との間の界面のみで生じることにより、接着剤による塞栓形成のリスクを最小限に抑えるために、この界面に注入され得る。
ガイドカテーテルの全長にわたりプラグを押し通すための代替形態は、プラグ１２０４が、図１２に示すように初めにガイドカテーテル１２００の遠位端部に配置され得るものである。ガイドワイヤ１２１０は、プラグ１２０４の中心を通り進み、この態様では、プッシャー１２０２は、ＬＡＡ内でプラグを展開させるために短距離にわたりプラグを押すことが必要となるだけである。
代替的なアンカーについては、これらが展開され、シャフトが切断され除去され得る。切断機構は、ねじ、電気分解分離、または当技術で既知の他のものなどの複数のタイプのいずれであってもよい。
代替的なプラグコンセプトは、図１６に示すような発泡体および金属の組合せインプラントを含む。発泡体１６００は、組織内部成長をもたらすように、およびさらにはＬＡＡの組織に対する金属ステント１６０２のクッションをもたらすように設計される。プラグの近位面は、ｅＰＴＦＥ、ポリエステル、または別の抗血栓性組織足場材料で覆われることにより過成長を助長するのに望ましい孔径を伴う封止を容易にする。ステント１６０２は、１０Ｆ、１２Ｆ、１４Ｆ、１６Ｆ、１８Ｆ、または２０Ｆの送達カテーテル内にステント１６０２を詰め込み、所望の直径へとステント１６０２を拡張させるのを可能にするために、ニチノールで作製され得る。ステント１６０２は、編まれてもよく、レーザ切断されてもよく、またはワイヤ形成されてもよい。様々なステント壁部パターンの任意のものが、所望の性能に応じて利用され得る。ステントは、バルーン拡張可能ステントか、または当技術で理解されるような自動拡張ステントであってもよい。図示する実施形態では、自動拡張ステント１６０２は、複数のジグザグストラット１６１２により連結された複数の近位尖部１６０８および遠位尖部１６１０を備える。穴１６０６は送達のためのガイドワイヤの通過を可能にする。この設計は、ＬＡＡに対してプラグにより印加される拡張力が、発泡体の特徴とは別個に制御され得る点で有利であり得る。また、このコンセプトをより小型のジオメトリに詰め込むことがより容易になり得る。
代替的には、発泡プラグは、２つの発泡体から構築され得る。一方は、力をもたらすより高密度の芯であり、外方のより軟質の発泡体は、組織の凹凸に係合するためのものである。より軟質の発泡体は、回収を容易にするために近位端部および／または遠位端部に配置することも可能である。
図１７には、発泡プラグに剛直性を付加する別の手段が示される。発泡プラグ１７００内の空洞部１７０４が作製され、ワイヤコイル１７０２が近位端部１７０６のガイドカテーテルから空洞部１７０４内に前進され得る。ワイヤが空洞部に進入すると、ワイヤは所定サイズに拡張し、発泡体に対して径方向に外方に力を印加する。ワイヤのタイプおよび量は、ＬＡＡ内への発泡体の径方向拡張を試験するためにＸ線ガイダンスを使用してｉｎ ｖｉｖｏ判定され得る。
図１７に示すようなワイヤの代わりに、バルーンが、発泡体内へと通され、膨張されることにより径方向力を印加し得る一方で、外方発泡体が、組織の凹凸および組織内部成長物に係合する役割を果たす。膨張後に、バルーンは展開カテーテルから取り外されてもよく、展開カテーテルは引き出されてもよい。好ましくは、バルーンは、膨張媒体の漏出を防止するために弁を備える。膨張媒体は、架橋またはｉｎ ｓｉｔｕ重合などにより第１の流動可能状態と第２の硬化状態との間で転換可能な様々な媒体のいずれかであってもよい。
図１８には、内部成長を促進するために発泡体１８０２で覆われたばね状インプラントワイヤ１８００として別のＬＡＡプラグが示される。インプラントの近位面は、ｅＰＴＦＥまたは他の組織足場材料のシートで覆われる。このインプラントは、送達のために伸張され、定位置で解放され得る。
発泡体を使用する代わりとして、穿孔を有さない低有孔性外方バッグが、ＬＡＡ内に配置され、次いで径方向拡張をもたらす物質で充填され得る。この物質は、ヒドロゲル、セルロース、またはポリビニルアセテートであってもよい。
中隔を横断するために別個の拡張デバイスを使用する必要がある代わりとしては、遠位クリンプ要素１９０２が、カテーテル１２００の遠位端部から延在し、カテーテルが前進されることにより中隔の開口を拡張させる拡張先端部としての役割を果たすように、テーパ状に形成されてもよい。図１９参照。
代替的なプラグ設計は、ガイドカテーテル内に詰め込まれ得るように圧縮され脱水されたセルローススポンジ材料などの発泡体を使用する。この発泡体材料２２０２は、図２２に示すようにガイドカテーテル内に詰め込まれ得る。次いで、発泡プラグ２２０２は、プランジャ２２０６でガイドカテーテル２２０４の遠位端部からＬＡＡ内に前進される。プラグは、ガイドカテーテルから出て、円盤形状２２１０へと開く。発泡体が血液中の流体を吸収すると、その長さが拡張されてシリンダ２２２０を形成して、ＬＡＡを埋める。圧縮されたセルロース材料の膨張比は、圧縮時長さに比較して１７：１という高い比率となり得る。
ＬＡＡ内にプラグ２２０４をさらに係合するために、図２３の小型返し２３０２を使用することが有利となり得る。返しは、近位方向または遠位方向のいずれかへの移動に抵抗するように一方向性または二方向性のものであってもよい。これらの返しは、発泡プラグに埋め込まれ、０．１〜１ｍｍの高さを有し得る。プラグを配置し、次いで二次ステップとして返しを係合させることが望ましいものとなり得る。１つのかかる実施形態は、返し先端部の近位に溶接されたボールまたはキャッチを有する複数のニチノール返しワイヤを備えることが可能である。これらは、スリーブまたは縫合糸内において送達カテーテルで束ねられ、次いで理想的なプラグ位置が確認されると解放される。
適切には機能していないデバイスを除去するための１つの手段は、図２４ではガイドカテーテル２４０４の全長にわたり近位方向にやはり通される近位キャップ２４０２になど、インプラントに回収縫合糸２４００を取り外し可能に装着することである。デバイスが除去されることになる場合には、縫合糸２４００の両端部を引くことにより、ガイドカテーテル２４０４内に外方カバーが引っ張られ、次いでこのガイドカテーテル２４０４が患者から除去され得る。デバイスが適切に配置されると、縫合糸２４００は、切断および除去されて、プラグを定位置に残し得る。
主に経血管アクセスのコンテクストにおいて閉塞デバイスの展開を論じてきた。しかし、本発明のインプラントは、代替的には直接的な外科的アクセス経路または様々な低侵襲アクセス経路（例えば頸静脈など）により展開されてもよい。例えば、剣状軟骨および隣接する肋軟骨に重畳するエリアが、標準的な技法を使用して準備およびドレープされ得る。局部麻酔が投与されてもよく、典型的には長さ約２ｃｍの皮膚切開部が形成され得る。経皮穿刺が肋軟骨下に進み、シースが心臓周囲の空間内に導入され得る。心臓周囲の空間は、生理食塩水で、好ましくは生理食塩水−リドカイン溶液で潅注されて、追加の麻酔剤がもたらされ、心臓を潅注するリスクを低下させ得る。その後、閉塞デバイスが、シースを通して、およびＬＡＡ壁を貫通して形成されたアクセス経路を通して導入され得る。その後、壁部およびアクセス経路の閉鎖が、当技術で理解される技法を使用して達成され得る。
所望の臨床性能に応じて、本発明のＬＡＡ閉塞デバイスはいずれも、薬物または他の生体活性剤を備えてもよく、これらの薬物または他の生体活性剤は、展開カテーテルを経由して注入されてもよく、または連続気泡発泡体内に含浸されるかもしくはインプラント上に被覆されてもよい。生体活性剤は、当技術で理解されるような特定の作用物質に適した送達期間にわたって、インプラントから隣接組織中に溶出されるかまたは他の方法で放出される。
有用な生体活性剤は、血栓症を調節するもの、細胞内部成長、貫通成長、および内皮組織形成を助長するもの、ならびに場合によっては感染に抵抗するものを含み得る。例えば、コラーゲン（タイプＩまたはＩＩ）、ヘパリン、コラーゲンおよびヘパリンの組合せ、細胞外基質（ＥＣＭ）、フィブロネクチン、ラミニン、ビトロネクチン、ペプチド、あるいは化学走性誘因物質、ｍｏｌｅｃｕｌｅｓＭＣＰ−１、ＶＥＧＦ、ＦＧＦ−２およびＴＧＦ−ｂｅｔａ、遺伝子組み換えヒト成長因子、および／または様々なガスによるプラズマ治療としての役割を果たす他の生体分子を含む、インプラント内への内皮成長、平滑筋成長、線維芽細胞成長、および／または他の細胞成長を助長し得る作用物質。
抗血栓性物質は、典型的には抗凝固薬および抗血小板剤に分類され得る。抗凝固薬は、ヘパリン、ヘパリン分画、ならびに、ヒルジン、ヒルジン派生物、ダビガトラン、アルガトロバンおよびビバリルジン、および低分子量ヘパリン、リバロキサバン、アピキサバンなどの因子Ｘ抑制剤を含むトロンビン抑制剤を含む、凝固カスケード内の因子の抑制剤を含む。
抗血小板剤は、エプチフィバチドおよびアブシキシマブなどのＧＰ ２ｂ／３ａ抑制剤と、チクロピジン、クロピドグレル、プラスグレル、およびチカグレロールおよびアスピリンなどのチエノピリジンを含むＡＤＰ受容体作用薬（Ｐ２／Ｙ１２）とを含む。他の作用薬は、ウロキナーゼおよびストレプトキナーゼ、それらの同族体、相似体、分画、派生物、およびそれらの医薬塩、ならびにプロスタグランジン抑制剤を含む溶菌剤を含む。
抗生物質剤は、ペニシリン、セファロスポリン、バンコマイシン、アミノグリコシド、キノロン、ポリミキシン、エリスロマイシン、テトラサイクリン、クロラムフェニコール、クリンダマイシン、リンコマイシン、スルホンアミド、それらの同族体、相似体、派生物、医薬塩、およびその組合せを含み得るが、それらに限定されない。
発泡プラグ２５００がＬＡＡ内に配置された図２５Ａには、別の固定手段が示される。遠位ねじリード２５０２が、ＬＡＡ壁内に前進され螺進される。ガイド２５０６が、図２５Ｂに示すように近位方向に引っ張られる。このガイド２５０６が引き戻されると、ニチノールから作製されたねじリードワイヤは、「バードネスト」２５０８へと束ねられるか、または発泡プラグ２５００の内部でコイルを形成する。ねじリードワイヤ２５０２は、プッシャー２５１０でガイドワイヤ２５０４から遠位方向に押され、発泡体内に束ねられ続ける。次いで、カテーテルシステム２５０４、２５０６、および２５１０が除去される。
図２６には、発泡体に遠位アンカー要素を固定する別の手段が示される。２つの返し付きリード２６０４が、発泡プラグ２６００内の定位置に前進された場合に返し２６０４が発泡プラグを掘り下げるように、アンカー２６０２に装着される。
上記で概説した生物学的薬剤は、インプラント２０４に添加されてもよく、送達カテーテルを介して近位キャップ２０６と発泡プラグ２０４との間の空間に注入されてもよい。これは、初期植込み時の血栓形成を最小限に抑制し、デバイス植込み後の全身的な抗凝固治療の必要性を低下させるための保有体としての役割を果たし得る。
心機能をモニタリングするのに有用なＬＡ圧のモニタリングのために体外の遠隔受信機にＬＡ圧を送信するために使用され得る電子圧力センサが、発泡プラグの近位端部内に埋め込まれてもよい。加えて、心臓ペースメーカまたは除細動器が、発泡プラグ内に埋め込まれ、遠位アンカーに電気的に装着されてもよい。薬物送達保有体が、上記で概説したように生物学的薬剤の管理された送達のためにＬＡに接続された状態で埋め込まれてもよい。
本明細書で引用される全ての特許、特許出願、および公開済みの参考文献は、参照によりそれらの全体が本明細書に組み込まれる。本開示の上述の実施形態は、可能な実装例にすぎず、本開示の原理の明快な理解を目的として記載されるにすぎない点が強調されるべきである。本開示の趣旨および範囲から実質的に逸脱することなく、上述の実施形態に多数の変形および変更がなし得る。上記で開示したおよび他の特徴ならびに機能のいくつか、またはそれらの代替形態は、多数の他の異なるシステムまたは用途へと望ましい形で組み合わされ得る点を理解されよう。本明細書においては、全てのかかる変更および変形は、添付の特許請求の範囲内に含まれるものとして、本開示の範囲内に含まれるように意図される。
１００ 心臓
１０２ 左心耳
１０４ 左心房
１０６ 左心室
１１０ 心門
２００ 左心耳
２０２ 左心房
２０４ 閉塞デバイスまたはプラグ
２０６ 高強度薄層
２０８ 発泡プラグ
２１０ 放射線不透過性糸
２１２ 中心ルーメン
２１４ 通路
２１６ 遠位クリンプ
３００ 発泡プラグ
３０２ 糸
３０４ クリンプ
４００ プラグ
４０４ ワイヤ
４０６ 左心耳
４０８ スクリューワイヤ
４１０ 中心ルーメン
５０２ ねじ
５０４ 左心耳壁
５０６ 心外膜表面
６００ 発泡プラグ
６０２ 左心房面
６０４ ｅＰＴＦＥ材料
６０６ 管状クリンプ
６０８ 内方チューブ
６１０ 左心耳面
８０４ 左心耳心門
９００ ガイドカテーテル
９０２ ガイドワイヤ
９０４ 左心耳
１００２ ガイドワイヤ
１００６ バルーン
１１００ ガイドカテーテル
１１０２ 放射線不透過性マーカ
１１０４ 左心耳
１１０８ ガイドワイヤ
１２００ ガイドカテーテル
１２０２ プッシャー
１２０４ 発泡プラグ
１２１０ ガイドワイヤ
１３００ ガイドカテーテル
１４００ ガイドカテーテル
１４０４ 発泡プラグ
１４０８ 遠位バルーン
１４１２ シャフト
１５０８ ガイドワイヤバルーン
１５１４ 接着剤
１６００ 発泡体
１６０２ 金属ステント
１６０６ 穴
１６０８ 近位尖部
１６１０ 遠位尖部
１７００ 発泡プラグ
１７０２ ワイヤコイル
１７０４ 空洞部
１７０６ 近位端部
１８００ ばね状インプラントワイヤ
１８０２ 発泡体
１９０２ 遠位クリンプ要素
２０００ プラグ
２００２ 中心チューブ
２００４ カバー
２１００ プラグ
２１０２ ガイドカテーテル
２１０４ チューブ
２１０６ プラグ
２２０２ 発泡体材料
２２０４ ガイドカテーテル
２２０６ プランジャ
２２１０ 円盤形状
２２２０ シリンダ
２３０２ 小型返し
２４００ 回収縫合糸
２４０２ 近位キャップ
２４０４ ガイドカテーテル
２５００ 発泡プラグ
２５０２ 遠位ねじリード
２５０４ ガイドワイヤ
２５０６ ガイド
２５０８ バードネスト
２５１０ プッシャー
２６００ 発泡プラグ
２６０２ 返し付きリード
２６０４ 返し、返し付きリード

Claims (28)

  1. 左心耳閉塞デバイスであって、
    左心耳内への植込み後に左心房に対面するための近位端部、植込み後に前記左心耳内に対面するための遠位端部、および側壁部を有する拡張可能連続気泡発泡体と、
    前記発泡体の少なくとも前記近位端部を覆うスキンと、
    前記発泡体を貫通して延在するガイドワイヤルーメンと、
    を備え、
    前記発泡体は、約２０Ｆ未満の内径を有する送達カテーテル内に圧縮され得るものであり、前記送達カテーテルから解放された場合に少なくとも約２５ｍｍの直径へと自動拡張し得ることを特徴とする左心耳閉塞デバイス。
  2. 前記スキンはｅＰＴＦＥを含む、請求項１に記載の左心耳閉塞デバイス。
  3. 前記スキンは、前記遠位端部まで前記ガイドワイヤルーメンの長さにわたって延在する、請求項１に記載の左心耳閉塞デバイス。
  4. 前記スキンは、前記発泡体の前記遠位端部の少なくとも一部分をさらに覆う、請求項３に記載の左心耳閉塞デバイス。
  5. 前記発泡体の前記側壁部上に少なくとも１つの組織内部成長表面を備える、請求項１に記載の左心耳閉塞デバイス。
  6. 前記組織内部成長表面は、前記スキンにより覆われない前記発泡体の露出表面を備える、請求項５に記載の左心耳閉塞デバイス。
  7. 前記組織内部成長表面は、前記発泡体の前記側壁部の表面領域の少なくとも約２０％を含む、請求項６に記載の左心耳閉塞デバイス。
  8. 前記スキンは、第１の端部および第２の端部を有する管状スリーブを備え、前記スリーブは、前記ガイドワイヤルーメンを貫通して延在し、前記発泡体を越えてめくれ返り、それにより前記第１の端部および前記第２の端部は、相互に連結されて前記発泡体を囲む、請求項１に記載の左心耳閉塞デバイス。
  9. 前記第１の端部および前記第２の端部は、クリンプにより相互に連結される、請求項８に記載の左心耳閉塞デバイス。
  10. 少なくとも１つの放射線不透過性マーカをさらに備える、請求項１に記載の左心耳閉塞デバイス。
  11. 前記放射線不透過性マーカは放射線不透過性糸を備える、請求項１０に記載の左心耳閉塞デバイス。
  12. 前記発泡体内への組織内部成長を可能にするために前記スキン内に複数の開口を備える、請求項８に記載の左心耳閉塞デバイス。
  13. 前記デバイスは、非拘束拡張状態で実質的に円筒状の構成を備える、請求項１に記載の左心耳閉塞デバイス。
  14. 少なくとも１つのアンカーをさらに備える、請求項１に記載の左心耳閉塞デバイス。
  15. 前記アンカーは組織貫通要素を備える、請求項１４に記載の左心耳閉塞デバイス。
  16. 前記組織貫通要素はらせん状ワイヤを備える、請求項１５に記載の左心耳閉塞デバイス。
  17. 左心耳閉鎖システムであって、
    近位端部および遠位端部、ならびに貫通して延在する少なくとも１つのルーメンを有する細長可撓性管状体を備える送達カテーテルと、
    少なくとも一部分を覆うスキンおよび貫通して延在するガイドワイヤを備える、前記送達カテーテルの前記遠位端部内に圧縮される自動拡張可能連続気泡発泡体と、
    前記閉鎖システムの遠位端部から前記発泡体を展開するために前記ルーメンを貫通して延在する軸方向可動展開制御装置と、
    を備えることを特徴とする左心耳閉鎖システム。
  18. 膨張可能バルーンを有するガイドワイヤをさらに備える、請求項１７に記載の左心耳閉鎖システム。
  19. 前記発泡体の少なくとも一部分を覆うスキンをさらに備える、請求項１７に記載の左心耳閉鎖システム。
  20. 前記発泡体内への組織内部成長を可能にするために前記スキンに貫通する少なくとも１つの開口をさらに備える、請求項１９に記載の左心耳閉鎖システム。
  21. 前記管状体を貫通して延在する第２のルーメンをさらに備える、請求項１７に記載の左心耳閉鎖システム。
  22. 前記第２のルーメンは、前記発泡体の表面に流動性媒体を送達するように構成される、請求項２１に記載の左心耳閉鎖システム。
  23. 前記流動性媒体は接着剤を含む、請求項２２に記載の左心耳閉鎖システム。
  24. 左心耳に空置術を行う方法であって、
    近位端部および遠位端部を有する細長管状体を有する送達カテーテルを用意するステップと、
    前記左心耳内にガイドワイヤを前進させるステップと、
    前記ガイドワイヤ上を前記左心耳内に前記遠位端部を前進させるステップと、
    前記遠位端部からインプラントを展開させるステップと
    を含み、
    前記インプラントは、連続気泡発泡体および外方層を有する自動拡張本体を備え、前記インプラントは、前記左心耳の表面に形状合致する、左心耳に空置術を行う方法。
  25. インプラントを展開する前記ステップの前に前記ワイヤ上のバルーンを膨張させるステップをさらに含む、請求項２４に記載の左心耳に空置術を行う方法。
  26. 隣接する組織に前記インプラントを固定するステップをさらに含む、請求項２４に記載の左心耳に空置術を行う方法。
  27. 固定する前記ステップは、隣接する組織に前記インプラントを接着結合するステップを含む、請求項２６に記載の左心耳に空置術を行う方法。
  28. 固定する前記ステップは、前記隣接する組織に機械的に係合するステップを含む、請求項２６に記載の左心耳に空置術を行う方法。
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