JP2019501729A - 大動脈弁不全を含む胸部大動脈疾患用の植込み型プロテーゼ - Google Patents

Abstract

本発明は、植込み型管腔内プロテーゼと、上行大動脈に発生する弁不全の治療のためにこうしたデバイスを使用する方法とに関する。プロテーゼは、大動脈弁輪から大動脈まで展開されるように設計される。それは、送達形態にある半径方向圧縮状態から半径方向拡張状態まで拡張することができる自己拡張型編組枠組を備える。この枠組は、編組ワイヤから形成され、心臓に向かって延在するように構成された近位端と心臓から離れる方向に向かって延在するように構成された遠位端とを有する。自己拡張型編組枠組は、軸に沿って延在する。枠組は、円形断面の円筒形状の主管状体と、遠位端における、直径が自己拡張型編組枠組の直径より小さい首部と、主管状体の近位端と首部の遠位端との間に延在する遷移部分とを有する。主管状体、前記首部および前記遷移部分は、いかなる不浸透性カバー層もない一体化構造を形成する。プロテーゼには、首部の内腔内に配置された不浸透性材料から作製された半径方向に折畳可能な弁本体がさらに取り付けられる。

Description

本発明は、植込み型管腔内プロテーゼに関する。より詳細には、本発明は、動脈瘤ならびに大動脈基部および／または上行大動脈の解離等の胸部大動脈疾患の治療のための管腔内プロテーゼに関する。さらにより詳細には、本発明は、大動脈弁逆流または大動脈弁狭窄等の心臓弁不全を含む胸部大動脈疾患の治療のための管腔内プロテーゼに関する。

胸部動脈瘤および解離は、大動脈基部、上行大動脈、大動脈弓および下行大動脈等の１つまたは複数の大動脈部分に発生し、それにしたがって分類される。胸部大動脈瘤の６０パーセントが、大動脈基部および／または上行大動脈に発生し、４０％が下行大動脈に発生し、１０％が大動脈弓に発生し、１０％が胸腹部大動脈に発生する。

図１に示す上行大動脈の拡張（すなわち、上行大動脈瘤４０）は、大動脈逆流の一般的な原因として知られており、それは、上行動脈瘤は、直径のみでなく長さも増大するためである。こうした伸長が、大動脈弁面の左心室に向かう転位（矢印４１）とそれに続く弁の転位とにより、大動脈弁４６の機能不全をもたらし、弁尖逸脱をもたらす可能性がある。

上行大動脈瘤４０の治療は、通常、開胸手術による修復を必要とし、それは、心肺バイパスを含み（「オフポンプ」オプションはない）、一般に、動脈瘤４０を切除して血管を図２に示すような適切なサイズの人工Ｄａｃｒｏｎチューブグラフト４８と置換する。

動脈瘤４０が、大動脈基部に発生し、著しい大動脈逆流に関係する場合、通常、人工大動脈弁が一端に縫い付けられたチューブグラフト４８を使用することにより、複合大動脈修復（Ｂｅｎｔａｌｌ処置）が行われる。弁およびグラフトは、大動脈弁輪４２に直接縫い付けられ、その後、図３に示すように、Ｄａｃｒｏｎ大動脈グラフト４８内に冠動脈４４が再度埋め込まれる。

血管内修復術もまた、腹部大動脈瘤の治療のための比較的新しい低侵襲性技法として知られている。それは、金属またはプラスチックフレーム（ステント）で支持された不浸透性チューブ（グラフト）を離れた血管を介して送達する。しかしながら、その不浸透性のために、この技法は、動脈瘤が重要な分枝（たとえば、冠動脈４４および上部大動脈分枝３７）に発生する上行動脈瘤修復に適用することができず、さもなければ、分枝の閉塞を含む致命的合併症をもたらす。

（特許文献１）および（特許文献２）に記載されている多層編組ステント（ＭＢＳ、４９）を備えた新しいタイプの動脈瘤修復システムが、近年、Ｆｒｉｄらによって紹介された。この修復システムは、直線形状で露出した（すなわち、いかなる不浸透性カバー層もない）自己拡張型金属ステント４９を備える。ＭＢＳは、複数のワイヤを編み組むことによって形成された複数の相互接続層（すなわち、多層構造）から構成される。相互接続層によって格子が画定され、格子は、ＭＢＳに対して最適化された多孔性を提供する。機械的に／物理的に動脈瘤に血流が入らないようにする代わりに、ＭＢＳにより、血液は、その多層構造を通して動脈瘤嚢に流れ込むことができ、それにより、大動脈瘤嚢内の望ましくない損傷を与える乱流が静穏な層流５０に変わり（図４）、その結果、分枝および側枝を開通したままにしながら、Ｚｈａｎの層として知られる、保護する器質化血栓５１（図５）を形成することにより、動脈瘤が排除される。

米国特許第７５８８５９７号明細書 米国特許第８１９２４８４号明細書

しかしながら、従来の直線状多層編組ステント（ＭＢＳ）は、ＭＢＳ植込みのための適切な健康なランディングゾーン５２が利用可能ではないため、上行大動脈瘤４０を治療するためには好適ではない。保護する器質化血栓５１を形成するために、動脈瘤嚢内の血流を層状にするべきである。ＭＢＳの起始部における適切な健康なランディングゾーン５２がない場合、大動脈壁とＭＢＳ４９との間に間隙が発生する可能性がある。このように封止がないことにより、動脈瘤嚢内に望ましくない乱流５３が形成され（エンドリークと呼ばれる現象）、その結果、動脈瘤が拡大して、図６に示すように乱流５３により局所応力がもたらされる。

本発明の第１目的は、上行大動脈瘤の治療のために血管内手法によって植込み可能なデバイスを提供することである。

本発明の別の目的は、上行大動脈瘤を含む弁不全の治療のために血管内手法によって植込み可能なデバイスを提供することである。

本発明の別の目的は、動脈瘤破裂のリスクを低減させるために心臓デバイスの近位端における封止を確実にすることである。

本発明の別の目的は、上行大動脈瘤または心臓弁不全を治療しながら、冠動脈の開通性を確保することである。

本発明の別の目的は、人工心臓弁のための堅固な支持を確保することである。

本発明のさらに別の目的は、冠動脈を通しての心臓および腕頭動脈を通しての脳等、器官の灌流を、デバイスを通る層状化により改善する、植込み型医療デバイスおよび方法を提供することである。

本発明の主題は、添付の独立請求項において定義されている。好ましい実施形態は、従属請求項において定義されている。

本発明の主題は、大動脈弁輪から大動脈まで展開するために好適な植込み型管腔内プロテーゼである。プロテーゼは、送達形態にある半径方向圧縮状態から半径方向拡張状態まで拡張することができる自己拡張型編組枠組を備える。自己拡張型編組枠組は、編組ワイヤから形成され、編組ワイヤは、所与の直径（φ_２５）を有し、心臓に向かって延在するように構成された近位端と心臓から離れる方向に向かって延在するように構成された遠位端とを有する。自己拡張型編組枠組は、軸に沿って延在する。自己拡張型編組枠組は、自己拡張型編組枠組の遠位端における、円形断面と一定の直径とを有する円筒形状の内腔を備える主管状体と、自己拡張型編組枠組の近位端における、円形断面と前記管状体の一定の直径より小さい一定の直径とを有する円筒形状の内腔を備える首部と、主管状体の近位端と首部の遠位端との間に延在する遷移部分とを備える。主管状体、前記首部および前記遷移部分は、いかなる不浸透性カバー層もなくかつ厚さ（Ｔ_２０）を有する壁を形成する、一体化構造から構成されている。プロテーゼは、首部の内腔内に配置された不浸透性材料を備える半径方向に折畳可能な弁本体をさらに備える。完全拡張状態において、主管状本体および遷移部分の全長は、少なくとも５０ｍｍ、好ましくは少なくとも１００ｍｍ、より好ましくは少なくとも１５０ｍｍ、さらにより好ましくは少なくとも２００ｍｍである。自己拡張型編組枠組は、生体適合性材料から作製されたワイヤの複数の層を備える。各層はメッシュを形成し、メッシュは、所与の層の複数のワイヤによる格子を形成する。格子は、自己拡張型編組枠組の壁に対して垂直に見た場合に多角形開口ユニットを画定する。前記生体的適合性材料は、好ましくは、チタン、ニチノールおよびＮｉｔｉｎｏｌ−ＤＦＴ（登録商標）−Ｐｌａｔｉｎｕｍ等のニッケル−チタン合金、任意のタイプのステンレス鋼、またはＰｈｙｎｏｘ（登録商標）等のコバルト−クロム−ニッケル合金からなる群から選択される。

好ましい実施形態によれば、ワイヤの直径（φ_２５）に対する自己拡張型編組枠組の壁の厚さ（Ｔ_２０）の比（Ｔ_２０／φ_２５）は、２．０より高く、好ましくは少なくとも３．５、より好ましくは少なくとも５．５、さらにより好ましくは少なくとも６．５、さらにより好ましくは少なくとも７．５である。

自己拡張型編組は、有利には、１５０本未満のワイヤ、好ましくは少なくとも９０本のワイヤおよび最大１３０本のワイヤを備える。有利には、ワイヤの直径は、１８０μｍより大きく、好ましくは少なくとも２００μｍかつ最大２２０μｍである。

有利には、メッシュは、かみ合って（ｉｎｔｅｒｌｏｃｋｅｄ）、所与の層の複数のワイヤにより格子を形成し、ワイヤは、隣接する層のうちの少なくとも１つのメッシュにかみ合っている。

完全拡張状態では、前記自己拡張型編組枠組の表面被覆率（ＳＣＲ）は、好ましくは少なくとも２５％かつ最大５０％、好ましくは少なくとも３０％かつ最大４０％、より好ましくは最大３５％である。

好ましい実施形態によれば、自己拡張型編組枠組は、編組枠組の近位端と首部との間の封止部分をさらに備え、封止部分の直径は、編組枠組の近位端に向かって増大する。

別の好ましい実施形態によれば、自己拡張型編組枠は、自己拡張型編組枠組の遠位端と主管状体との間に拡大部分をさらに備え、拡大部分の直径は、自己拡張型編組枠組の遠位端に向かって増大する。

本発明の別の主題は、大動脈弁逆流および大動脈弁狭窄等、上行大動脈瘤を含む心臓弁不全のための治療で使用される、上述した植込み型プロテーゼに関する。

本発明の別の主題は、前記植込み型管腔内プロテーゼを用いて、心臓および脳に血液を運ぶ冠動脈および上部大動脈分枝の開口部を覆うことにより、器官の灌流を改善するために使用される、上述した植込み型プロテーゼに関する。

本発明の他の詳細および利点について、添付図面を参照して、以下に展開する。

心臓弁不全を伴う上行大動脈瘤のスケッチ図である。 開胸手術による修復により人工グラフトに部分的に置換された上行大動脈のスケッチ図である。 開胸手術による修復により人工グラフトに部分的に置換された上行大動脈の斜視図である。 多層編組ステントの植込み後に動脈瘤内に形成された層状血流の概略長手方向切取図である。 従来の直線状多層編組ステント（ＭＢＳ）の植込み後に動脈瘤内に形成された器質化血栓の概略長手方向切取図である。 心臓弁不全を伴う上行大動脈瘤とその中に配置された従来の直線状ＭＢＳとの部分切取立面図である。 心臓の心室内に、かつ上行大動脈、大動脈弓および下行大動脈内に配置された、本発明による植込み型管腔内プロテーゼの側面図である。 完全拡張状態にある図７のプロテーゼの側面図である。 それぞれ心臓弁が閉鎖し開放している、図８ａのデバイスの底面図である。 完全拡張状態にある本発明のプロテーゼの別の実施形態の側面図である。 弁本体を形成する組織の斜視図である。 完全拡張状態にある本発明のプロテーゼの他の実施形態の側面図である。 完全拡張状態にある本発明のプロテーゼの他の実施形態の側面図である。 本発明のプロテーゼの別の実施形態の詳細の切取図である。 心臓の心室内にかつ上行動脈内に配置された本発明のプロテーゼの別の実施形態の切取図である。 拡張状態にある本発明によるプロテーゼの上面図である。 図１５に示す管腔内プロテーゼの一部の概略拡大図である。 湾曲管腔内に配置された管状本体の側面図である。 直線状の完全拡張状態にある、本発明のデバイスの斜視図である。 湾曲管腔内における展開状態にある、本発明のデバイスの斜視図である。 本発明による管腔内プロテーゼの壁の一部の概略拡大図である。

以下で用いる「植込み型」という用語は、医療デバイスが体内血管内の位置に配置され得ることを指す。植込み型医療デバイスは、医学的介入の間、体内血管内に一時的に（たとえば、何秒間、何分間、何時間）配置されるように、または体内血管内に永久的に残るように、構成することができる。

「管腔内」または「経管腔」プロテーゼという用語は、プロテーゼを、体内血管の管腔内にかつそこを通して離れた位置から体内血管内の標的部位まで前進させる処置により、湾曲したまたは直線状の体内血管内に配置されるように適合されたデバイスを指す。血管処置では、医療デバイスは、典型的には、蛍光透視誘導の下でワイヤガイドの上でカテーテルを用いて「血管内に」導入することができる。カテーテルおよびワイヤガイドは、血管系において従来のアクセス部位を通して導入することができる。

「カテーテル」という用語は、標的部位にアクセスするために血管内に挿入されるチューブを指す。本明細書において、「カテーテル」は、カテーテル自体、または、カテーテルとその付属品（針、ガイドワイヤ、イントロデューサシース、および当業者には既知である他の一般的な好適な医療デバイスを意味する）のいずれかを示す。

「内皮化」という用語は、デバイスの上への内皮細胞の内部成長をもたらす細胞過程を指す。

「永久的な」という要素は、血管内に配置することができ、長期間（たとえば、何か月間、何年間）、場合によっては患者の人生の残りの期間にわたって血管内に残ることになる、医療デバイスを指す。

管腔内プロテーゼ１は、送達（デリバリ）システム内に配置されているとき比較的小さくかつ比較的均一な直径を有する圧縮形状をとり（すなわち、「圧縮状態にある」）、図７および図１４に示すように、体内管腔等の送達位置内では直径が半径方向に拡張した展開形状を自発的にとる（すなわち、「展開状態にある」）ように構成されている。本明細書で用いる「拡張形状」または「拡張状態」という用語は、たとえば、図８ａ〜図８ｃ、図９、図５、図１１および図１２に示すように、いかなる外部圧縮力もなしに（すなわち、非拘束状態で）拡張することができるときに、自己スプリングバック物体（たとえば、編組枠組２０）の自己拡張特性からもたらされる形状または状態を指す。これらの定義のほかに、「公称直径」という用語は、標的管内に配置されたときの植込み型管腔内プロテーゼの直径を示す。概して、体内管腔内部に永久的に配置されるように設計された自己拡張型デバイスの公称直径（φ_ｎｏｒ）は、外部圧縮力なしに配置されたときの前記デバイスの外径（φ_ｅｘｐ）より１０％〜２５％小さい。大動脈の直径（φ_３９）は概して２０ｍｍ〜４０ｍｍであるため、したがって、自己拡張型編組枠組２０の主管状体３は、拡張状態で２２ｍｍ〜５０ｍｍの直径（φ_{３＿ｅｘｐ}）を有するように設計されかつ／または製造される。そして、プロテーゼの直径の変動はその長さに影響を与える。したがって、図１７および図１８に示すように、展開状態にある本発明の主管状体３の長さ（Ｌ_{３＿ｄｅｐ}）は、拡張状態にあるときのその長さ（Ｌ_{３＿ｅｘｐ}）より大きい。主管状体３の長さ関連圧縮比（ＬＣＲ）は、以下の関係によって定義することができる。
ＬＣＲ＝（Ｌ_{３＿ｄｅｐ}−Ｌ_{３＿ｅｘｐ}）／Ｌ_{３＿ｅｘｐ}

図７は、大動脈内、特に、大動脈弁輪４２から上行大動脈および大動脈弓まで展開された、冠動脈４４および上部大動脈分枝３７を覆う、本発明による植込み型管腔内プロテーゼ１を表す。

本発明による植込み型管腔内プロテーゼ１は、図８ａ〜図８ｃに示すように、送達形態における半径方向圧縮状態から半径方向拡張状態まで拡張することができる自己拡張型編組枠組２０と、不浸透性材料から作製された半径方向に折畳可能な弁本体１０とを備える。

編組枠組２０は、心臓に向かって延在するように構成された近位端６と、心臓から離れる方向に向かって延在するように構成された遠位端７とを有する。編組枠組２０は、編組枠組の遠位端における、円形断面と一定の直径とを有する円筒形状の内腔を備える主管状体３と、編組枠組２０の近位端における、円形断面と前記主管状体３の一定の直径より小さい一定の直径とを有する円筒形状の内腔を備える首部５と、主管状体３の近位端と首部５の遠位端との間に延在する遷移部分４とを備える。前記主管状体３、前記首部５および前記遷移部分４は、多層組紐から作製されかついかなる不浸透性カバー層もない、一体化された連続構造からなる。半径方向に折畳可能な弁本体１０は、首部５の内腔内に配置される。完全拡張状態では、主管状体３および遷移部分４の全長は、少なくとも５０ｍｍであり、それにより、図１４に示すように、編組枠組２０の壁は動脈瘤４０を完全に覆う。

主管状体３および遷移部分４の全長は、好ましくは、大動脈の動脈瘤部分を自己拡張型編組枠組２０で完全に覆うのを確実にするために、完全拡張状態で少なくとも１００ｍｍである。全長は、より好ましくは少なくとも１５０ｍｍ、さらにより好ましくは少なくとも２００ｍｍ（図８に示すように、依然として完全拡張状態にある）であり、それにより、編組枠組は、植込みの後の再発する動脈瘤の主な原因であるエンドリークを回避するために、少なくとも２０ｍｍの健康なランディングゾーンを有することができる。

好ましい実施形態として、自己拡張型編組枠組２０は、図９に示すように、編組枠組２０の遠位端７と主管状体３との間に拡大部分２をさらに備える。拡大部分２の直径は、編組枠組２０の遠位端７に向かって増大する。拡大部分２により、植込み後のデバイスの移動およびエンドリークのリスクも低減する。

図１０ａおよび図１０ｂは、本発明の半径方向に折畳可能な弁本体１０をより詳細に示す。この弁本体は、スカート１２と、不浸透性材料から作製される弁尖１１とを備える。前記スカート１２および弁尖１１は、好ましくは、ブタ心膜組織等、１枚の動物心膜組織から、または別の好適な合成もしくはポリマー材料から切り出される。心膜組織は、組織弁材料を形成し処置する技術分野において本質的に既知である組織処理技法に従って処理することができる。弁尖１１は、自由縁１３および弁尖本体１４を有する。自由縁１３は、完成した弁本体１０の接合縁１３を形成する。弁尖本体１４は、スカート１２に結合される。スカート１２は、好ましくは、弁尖１１と同じ材料から構成され、凹状部分１５、補強領域１７および近位部分１８を備える。各凹状部分１５は、縫合または接着によってそれぞれの弁尖１１の弁尖本体１４に結合される。弁本体１０は、編組枠組２０の軸に対して平行な軸を有する円錐台形状であり、好ましくは、たとえば、軸に沿って凹状部分１５の間でスカート１２の壁に取り付けられる、オーバーラップした弁本体材料、金属ワイヤおよびプラスチックバー等、補強手段を備える。これにより、弁本体１０は、心周期中に裏返しになること、および／または編組枠組内に配置された弁本体の移動が防止される。スカート１２の近位部分１８は、好ましくは、縫合および接着等の取付手段により編組枠組２０の近位端６の内壁に取り付けられる。

図１１および図１２に示す別の実施形態によれば、自己拡張型編組枠組２０は、編組枠組２０の近位端６と首部５との間に封止部分８をさらに備える。封止部分８の直径は、編組枠組の近位端６に向かって増大する。封止部分８によってもまた、植込み後のデバイスの弁部位からの移動のリスクが低減する。

動脈瘤４０の封止を確実にし、血流の逆流を防止するために、図７に示すように、不浸透性生体適合性スリーブ９を用いて、スカート１２の近位端１８および編組枠組２０の近位端６両方を合わせて締め付け、縫合および接着等の取付手段により取り付けることができる。これにより、体内で展開されたときに近位端６のワイヤ縁が大動脈弁輪４２の組織を傷つけるリスクも低減する。好ましくは、不浸透性生体適合性シート９は、編組枠組のその送達状態と展開状態との間の長さおよび直径の変化に適応するように弾性がある。

図１６に示すように、管状体２が湾曲管腔３０内で展開されると、その長さ（Ｌ_{３＿ｄｅｐ}）は、図１８に示すように湾曲部の中点３１に沿って測定される。

図１９に示すように、編組枠組２０は、生体適合性材料から作製されたワイヤ２５の複数の層２２、２３、２４を備える。ワイヤは、好ましくは、１８０μｍを超える、好ましくは少なくとも２００μｍ、最大で２２０μｍの直径（φ_２５）を有する。編組枠組２０の各層はメッシュを形成する。壁に対して垂直に見た場合、編組枠組２０のメッシュは、複数のレベルのワイヤ２５で格子を形成する。好ましくは、メッシュは、互いにかみ合ってかみ合い多層構造を形成する。「かみ合い多層」という用語は、編組時にプライが別個になっていない複数の層２２、２３、２４を含む枠組を指し、たとえば、第１層２２のプライ２２ａの所与の数のワイヤが、第２層２３および／または他の層２４のプライ２３ａとかみ合う。前記かみ合い多層は、たとえば、欧州特許第１２４８３７２号明細書に記載されている編組機を使用することによって形成することができる。管腔内プロテーゼ１の編組枠組２０は、１５０本未満のワイヤ２５、好ましくは少なくとも９０本のワイヤ、最大１３０のワイヤから作製される。

編組枠組２０の表面被覆率（ＳＣＲ）は、以下の関係によって定義され、
ＳＣＲ＝Ｓ_ｗ／Ｓ_ｔ
式中、「Ｓ_ｗ」は、編組枠組２０を構成するワイヤ２５によって覆われる実際の面積であり、「Ｓ_ｔ」は、編組枠組２０の壁の総表面積である。完全拡張状態では、編組枠組２０のＳＣＲは、好ましくは、少なくとも２５％かつ最大５０％、好ましくは少なくとも３０％かつ最大４０％、より好ましくは最大３５％である。

大動脈弓３９の湾曲部は、Ｊ．Ｔｈｒａｃ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．２００６；１３２：１１０５−１１１１においてＯｕらによって記載されているように、一般に、湾曲部の幅（Ｗ_３９）および高さ（Ｈ_３９）を測定することによって画定される。図１６に示すように、幅（Ｗ_３９）は、右肺動脈（ＲＰＡ）を通る軸方向平面に近接する上行大動脈および下行大動脈３９の中点３１の間の最大水平距離として測定され、大動脈弓の高さ（Ｈ_３９）は、大動脈弓３９の（Ｗ_３９）と最高中点３１との間の測定された最大垂直距離である。比Ｈ_３９／Ｗ_３９は、一般に、０．５〜０．９の範囲である。たとえば、値が０．９である場合（最悪のシナリオ）、大動脈弓は、図１６に示すように、きわめて尖った形状である。これにより、十分なフープ力を有していない、上述した「従来の」ステントのキンクがもたらされる可能性がある。さらに、（通常、健康な大動脈で観察される）約０．６のＨ／Ｗ比を有する湾曲部内で展開されたものと比較して大きい、メッシュ開口のその直線状形態間の差が認められる。本発明の利点のうちの１つとして、管腔内プロテーゼ１が、０．５〜０．９のＨ_３０／Ｗ_３０比を有するＣ字型湾曲管腔３０内に展開される場合であっても、少なくとも３．５（好ましくは、５．５、より好ましくは少なくとも６．５、さらにより好ましくは少なくとも７．５）の比Ｔ_１／φ_２５を有する編組枠組２０は、その外側湾曲２９に沿った望ましい範囲内、すなわち、少なくとも３５％の表面被覆率（ＳＣＲ）を提供することができ、それにより、上部大動脈分枝３７の入口において所望の効果を（すなわち、層状効果、灌流の改善）維持することができる。

本発明の別の利点として、より高い値の比Ｔ_２０／φ_２５を有する編組枠組２０は、より低いＴ_２０／φ_２５比を有する編組枠組と比較して、動脈瘤嚢内に血栓を有効に形成することができる。ワイヤ径（φ_２５）に対する編組枠組２０の壁厚さ（Ｔ_２０）の比（Ｔ_２０／φ_２５）が２．０を超えるということは、単層より多いメッシュ層を有する編組枠組を特徴付ける。比Ｔ_２０／φ_２５が大きいほど、編組枠組２０がより多くの層を備えることになる。図１５に示すように、壁において実質的に平行に位置合わせされた多層を形成する各ワイヤは、管腔内プロテーゼ１の壁を通る血流を層状にするように作用する。

さらに、３．５より高い比Ｔ_２０／φ_２５を有するかみ合い多層構成により、以下のような重要な技術的特性がもたらされる。すなわち、０．５〜０．９のＨ／Ｗ比を有する湾曲管腔内で展開される場合、図１１および図１４において画定するように湾曲部２９の外側であっても、ＳＣＲは、その望ましい値、すなわち、少なくとも２５％かつ最大５０％を維持することができる。上部大動脈分枝の口が大動脈弓の外側に位置するため、プロテーゼによって提供される望ましい効果を維持するために、大動脈弓形状内で展開されたときに外側において最適な開口サイズを設定することが最も重要である。本発明のかみ合い多層構成のワイヤは、隣接する平行面の間で規則的な間隔を維持するようにシフトし、その結果、ＳＣＲは、湾曲状態においてまたは直線状形態において略同じままであり得る。対照的に、２．０未満のＴ_２０／φ_２５を有する従来の単層メッシュ状チューブが湾曲管腔内で展開される場合、湾曲部の外側におけるＳＣＲは、直線状形態におけるＳＣＲよりはるかに低くなる。したがって、本発明の編組枠組２０の比Ｔ_２０／φ_２５は、２．０を超える、好ましくは少なくとも３．５、より好ましくは少なくとも５．５、さらにより好ましくは少なくとも６．５、さらにより好ましくは７．５であるべきである。

本発明者によって行われた研究および試験により、意外でありかつ予想外の結論がもたらされた。分枝における灌流は、比Ｔ_２０／φ_２５の増大に従って改善された。「灌流」は、生理学において、身体がその生物学的組織内の毛細血管床に血液を送達するプロセスである。「低灌流」および「過灌流」という用語は、組織がその代謝要求を満たすための流れの必要量に対する灌流レベルの尺度である。本発明の植込み型医療デバイスは、それが覆う上部大動脈分枝内の灌流を増大させるため、上部大動脈分枝が血液を運ぶ器官の機能が改善される。したがって、本発明の編組枠組２０の比Ｔ_２０／φ_２５は、２．０を超え、好ましくは少なくとも３．５、より好ましくは少なくとも５．５、さらにより好ましくは少なくとも６．５、さらにより好ましくは７．５であるべきである。

別の意外な効果として、動脈瘤壁と管腔内プロテーゼとの間の空間が血栓によって閉塞されるという予想に反して、冠動脈を含む動脈瘤は、動脈内への血流を依然として維持しながら、動脈瘤嚢内に血栓を形成する代わりに、直接収縮する。本発明者は、大動脈の起始部をその弁部分で封止することにより、望ましくない乱流５３がなくなり、この空間内に所望の静穏な流れがもたらされると想定する。それにより、ベンチュリ効果の下で圧力が低下する一方で、分枝に入る非乱流血流が加速され、動脈瘤嚢が収縮することになる。

本発明で使用する生体適合性材料は、好ましくは、ステンレス鋼（たとえば、３１６、３１６Ｌまたは３０４）、形状記憶型または超弾性型を含むニッケル−チタン合金（たとえば、ニチノール、Ｎｉｔｉｎｏｌ−ＤＦＴ（登録商標）−Ｐｌａｔｉｎｕｍ）、コバルト−クロム合金（たとえば、ｅｌｇｉｌｏｙ）、コバルト−クロム−ニッケル合金（たとえば、ｐｈｙｎｏｘ）、コバルト、ニッケル、クロムおよびモリブデンの合金（たとえば、ＭＰ３５ＮまたはＭＰ２０Ｎ）、コバルト−クロム−バナジウム合金、コバルト−クロム−タングステン合金、マグネシウム合金、チタン合金（たとえば、ＴｉＣ、ＴｉＮ）、タンタル合金（たとえば、ＴａＣ、ＴａＮ）、Ｌ６０５からなる群から選択された金属基材である。前記金属基材は、好ましくは、チタン、ニチノールおよびＮｉｔｉｎｏｌ−ＤＦＴ（登録商標）−Ｐｌａｔｉｎｕｍニッケル−チタン合金等のニッケル−チタン合金、任意のタイプのステンレス鋼、またはＰｈｙｎｏｘ（登録商標）等のコバルト−クロム−ニッケル合金から選択される。

展開方法
１つの好ましい方法によれば、本発明の管腔内プロテーゼ１は、管腔内プロテーゼ送達装置を用いることによって展開される。この装置は、装置の遠位端を植込み部位に近づけることができ、そこで、プロテーゼ１を装置の遠位端から排出することができるように、術者が近位部位から血管系に押し通すように設計される。送達装置は、プロテーゼ１自体と、プロテーゼが導入されるプロテーゼ受入領域と、中心内部シャフトと、引込みシースとを備える。好ましくは、装置は、シース内で圧縮される自己拡張型保持手段をさらに備え、その遠位部分は、プロテーゼの近位部分を囲み、その近位端は、部分的にシースによって覆われていないプロテーゼを引込みシース内に再度入れる機能を装置に与えるように、継手により内部シャフトに永久的に結合される。大動脈内の所望の位置でプロテーゼ１を展開するために、引込みシースの遠位端が、大動脈弁輪まで運ばれ、引込みシースは、プロテーゼ１の上から送達装置の近位端に向かって徐々に引き戻される。シースが保持手段の近位端に隣接すると、プロテーゼ１は、部分的に、展開形状まで自己拡張することができる。シースを近位側に連続的に引っ込めることにより、保持手段は、シースから解放され、生体の体温の影響を受ける間、かつ／またはそれらの固有の弾性により、展開する。植込み後のプロテーゼの移動を防止するために、「公称」拡張状態において、植込み部位における体内管腔の直径より１０％〜４０％大きい直径を有する、特大プロテーゼ１が一般に選択される。こうしたプロテーゼ１は、体内管腔の内壁に十分な半径方向の力をかけ、したがって、植え込まれた場所に堅固に固定される。展開時、プロテーゼ１の展開された部分により大動脈の壁に与えられる半径方向の力は、展開状態にある展開された保持手段の把持力より大きくなるため、保持手段は、シースとともに内部シャフトを近位側に引っ込めるときに望ましくない長手方向変位なしに、展開位置でプロテーゼを放出することができる。

Claims (12)

1. 大動脈弁輪から大動脈に展開するために好適な植込み型管腔内プロテーゼであって、
   １）送達形態にある半径方向圧縮状態から半径方向拡張状態まで拡張することができる、軸に沿って延在する自己拡張型編組枠組（２０）であって、編組ワイヤから形成され、前記編組ワイヤが、所与の直径（φ_２５）を有し、心臓に向かって延在するように構成された近位端（６）と前記心臓から離れる方向に向かって延在するように構成された遠位端（７）とを有し、この自己拡張型編組枠組（２０）が、
   ａ）遠位端（７）に向かって、円形断面と一定の直径とを有する円筒形状の内腔を備える主管状体（３）と、
   ｂ）近位端（６）に向かって、円形断面と前記主管状体（３）の一定の直径より小さい一定の直径とを有する円筒形状の内腔を備える首部（５）と、
   ｃ）前記主管状体（３）の前記近位端（６）と前記首部（５）の前記遠位端との間に延在する遷移部分（４）と、
   を備え、
   前記主管状体（３）、前記首部（５）および前記遷移部分（４）が、いかなる不浸透性カバー層もなく、かつ平均厚さ（Ｔ_２０）を有する壁を形成する、一体化構造から構成されている、自己拡張型編組枠（２０）と、
   ２）前記首部（５）の前記内腔内に配置された不浸透性材料を備える半径方向に折畳可能な弁本体（１０）と、
   を備える植込み型管腔内プロテーゼであり、
   半径方向拡張状態において、前記主管状体（３）および前記遷移部分（４）の全長が少なくとも５０ｍｍであり、前記自己拡張型編組枠組（２０）が、生体適合性材料から作製されかつ前記自己拡張型編組枠組（２０）の壁に対して垂直に見た場合に格子を形成する、複数のワイヤ（２５）を備え、前記格子が多角形開口ユニット（２６）を画定し、ワイヤ（２５）の直径（φ_２５）に対する前記自己拡張型編組枠組（２０）の壁の平均厚さ（Ｔ_２０）の比（Ｔ_２０／φ_２５）が、２．０より大きく、前記自己拡張型編組枠組（２０）が、１５０本未満のワイヤ、好ましくは少なくとも９０本のワイヤかつ最大１３０本のワイヤを備えることを特徴とする植込み型管腔内プロテーゼ。
2. 前記自己拡張型編組枠組（２０）が、前記ワイヤの複数の層（２２、２３、２４）を備え、各層がメッシュを形成し、前記メッシュがかみ合い、前記ワイヤが、隣接する層のうちの少なくとも１つのメッシュに組み込まれている、請求項１に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。
3. 前記半径方向拡張状態において、前記主管状体（３）および前記遷移部分（４）の全長が、少なくとも１５０ｍｍ、好ましくは２００ｍｍである、請求項１または２に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。
4. 前記比（Ｔ_２０／φ_２５）が、少なくとも３．５、より好ましくは少なくとも５．５、さらにより好ましくは少なくとも６．５、さらにより好ましくは少なくとも７．５である、請求項１〜３のいずれか一項に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。
5. 前記ワイヤ（２５）の前記直径が、１８０μｍより大きく、好ましくは少なくとも２００μｍかつ最大２２０μｍである、請求項１〜４のいずれか一項に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。
6. 完全拡張状態において、前記自己拡張型編組枠組（２０）の表面被覆率（ＳＣＲ）が、少なくとも２５％かつ最大５０％、好ましくは少なくとも３０％かつ最大４０％、より好ましくは最大３５％である、請求項１〜５のいずれか一項に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。
7. 前記自己拡張型編組枠組（２０）が、前記自己拡張型編組枠組の前記近位端（６）と前記首部（５）との間に封止部分（８）をさらに備え、前記封止部分（８）の直径が、前記自己拡張型編組枠組の前記近位端（６）に向かって増大する、請求項１〜６のいずれか一項に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。
8. 前記自己拡張型編組枠組（２０）が、前記自己拡張型編組枠組（２０）の前記遠位端（７）と前記主管状体（３）との間に拡大部分（２）をさらに備え、この拡大部分の直径が、前記自己拡張型編組枠組（２０）の前記遠位端（７）に向かって増大する、請求項１〜７のいずれか一項に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。
9. 前記生体適合性材料が、チタン、ニチノールおよびニチノール−ＤＦＴ（登録商標）−プラチナ等のニッケル−チタン合金、任意のタイプのステンレス鋼、またはＰｈｙｎｏｘ（登録商標）等のコバルト−クロム−ニッケル合金からなる群から選択された金属基材である、請求項１〜８のいずれか一項に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。
10. 上行大動脈瘤を含む心臓弁不全の治療に使用される、請求項１〜９のいずれか一項に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。
11. 前記心臓弁不全が、大動脈弁逆流または大動脈弁狭窄である、請求項１０に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。
12. 心臓および脳に運ぶ血液を冠動脈および上部大動脈分枝の開口部を前記植込み型管腔内プロテーゼで覆うことにより、器官の灌流を改善するために使用される、請求項１〜９のいずれか一項に記載の植込み型管腔内プロテーゼ。