JP6594898B2 - 処置的血管手技のためのデバイス - Google Patents

Description

（関連出願）
この出願は、２０１５年４月１０日に出願された米国出願番号第１４／６８４，２１２号の国際出願であり、この米国出願は、２０１４年４月１４日に出願された米国仮出願番号第６１／９７９，４１６号および２０１４年１２月１７日に出願された米国仮出願番号第６２／０９３，３１３号に基づく優先権を主張しており、これらのすべての開示は、すべての目的のためにそれらの全体が参考として本明細書中に援用される。

（発明の分野）
本明細書のデバイスおよび方法の実施形態は、哺乳動物の体内で、管状血管を通るか、または嚢状空洞もしくは血管欠陥の小さな内部チャンバの中への流体の流れの遮断を対象とする。より具体的には、本明細書の実施形態は、具体的には患者の脳動脈瘤の処置を対象とする、いくつかの実施形態を含む、患者の血管欠陥の処置のためのデバイスおよび方法を対象とする。

（背景）
哺乳動物の循環系は、ポンプとして働く心臓と、体内の様々なポイントに血液を輸送する血管系とから成る。血管に対して流れる血液によって及ぼされる力により、血管は種々の血管欠陥を発症する場合がある。動脈瘤として知られる１つの一般的な血管欠陥は、血管の異常な拡大に起因する。典型的には、血管動脈瘤は、血管の壁が弱まり、続いて血管壁が膨張および拡張した結果として、形成される。例えば、動脈瘤が脳の動脈内に存在し、動脈瘤は結果として脳出血を引き起こして破裂することとなった場合、死亡も起こり得る。

脳動脈瘤の処置のための外科技術は、典型的には、それを通して外科医が患者の脳に直接手術する器具を挿入できる、患者の頭蓋の開口部の作成を必要とする、開頭術を伴う。いくつかの外科的アプローチについて、動脈瘤が生じる親血管を露出するように、脳を開いて外科用器具を使用しなければならない。一旦、動脈瘤へのアクセスが獲得されると、外科医は動脈瘤の頸部を横断してクリップを配置し、それによって動脈血が動脈瘤に進入するのを防止する。クリップを正しく配置すると、動脈瘤はほんの数分で抹消されるであろう。外科技術は、多くの動脈瘤にとって効果的な処置であり得る。残念ながら、これらの種類の症状を処置するための外科技術は、患者に対して高い危険性を伴う麻酔下での長期間を多くの場合必要とする、侵襲的な大手術手技を含む。従って、そのような手技は、患者がそのような手技の候補者であるために、概して良い健康状態であることを要求する。

種々の代替的かつ最小侵襲的手技が、大手術を用いることなく、脳動脈瘤を処置するために使用されている。いくつかのそのような手技は、動脈瘤の中への塞栓または充填材料の送達を伴う。そのような血管閉塞デバイスまたは材料の送達は、止血を助長するか、もしくは完全に動脈瘤の空洞を充填するために使用されてもよい。血管閉塞デバイスは、塞栓の形成を通して動脈瘤を伴う血管を通る血流を遮断するように、または血管に由来する動脈瘤内にそのような塞栓を形成するように、典型的にはカテーテルを介して、人体の血管系内に配置されてもよい。種々の埋め込み可能なコイル型血管閉塞デバイスが知られている。そのようなデバイスのコイルはそれ自体で、２次的コイル形状、または種々のより複雑な２次的形状のうちのいずれかへと形成されてもよい。血管閉塞コイルが、脳動脈瘤を処置するために一般的に使用されるが、充填密度の不足と、血流からの動圧による圧縮と、幅広の頸部を持つ動脈瘤における安定性の不足と、このアプローチによる大部分の動脈瘤処置が複数のコイルの展開を必要とするために、その展開の複雑性および困難とを含む、いくつかの制限に悩まされている。

侵襲的手術を必要とせずに動脈瘤を処置することへの別のアプローチは、血管の中へ、および動脈瘤が発生する領域を横断した、スリーブまたはステントの配置を伴う。そのようなデバイスは、動脈瘤の内部に加えられる血圧を減少させながら、血管を通る血流を維持する。ある種類のステントは、バルーン拡張式ステントと呼ばれるバルーンカテーテルを膨張させることによって、適切なサイズまで拡張される一方で、他のステントは、自己拡張様式で弾性的に拡張するように設計されている。いくつかのステントは、典型的には、ステントグラフトを形成するグラフトと呼ばれる、ポリマー材料のスリーブで被覆される。ステントおよびステントグラフトは、概して、送達カテーテルを通して、血管欠陥に隣接する事前に選択された位置まで送達される。脳動脈瘤の処置において、被覆されたステントまたはステントグラフトは、処置されている血管欠陥の近傍にあり得る、小穿通枝血管を不注意に閉塞する可能性により、非常に限定的に使用されているようである。

加えて、現行の非被覆ステントは、概して、単独の処置としては十分ではない。ステントが小さな脳血管で使用されるマイクロカテーテルを通って嵌合するためには、拡張されるときに、動脈瘤頸部を架橋する少量のステント構造のみがあるように、それらの密度は普通低減される。従って、それらは動脈瘤の中の血液の凝固を引き起こすのに十分な流れを遮断せず、従って、動脈瘤閉塞を達成するために、概して、上述のコイル等の血管閉塞デバイスと組み合わせて使用される。

欠陥範囲部分または領域を伴う、動脈瘤頸部を架橋するいくつかのデバイスが試みられてきたが、これらのデバイスのうちのいずれも、有意な程度の臨床上の成功または使用法を有するに至っていない。これらの採用および臨床上の有用性における主要な制限は、頸部を確実に被覆するように、欠陥範囲部分を位置付けることができないことである。神経血管に適合する（すなわち、マイクロカテーテルを通して送達可能であり、高度に可撓性である）既存のステント送達システムには、必要な回転位置決め能力がない。従来技術で説明されている多くの動脈瘤架橋デバイスの別の制限は、可撓性の不足である。脳血管は蛇行しており、脳の中の大部分の動脈瘤の場所へ効果的に送達するには、高い程度の可撓性が必要とされる。

必要とされているものは、脳動脈瘤等の動脈瘤の中への血液の流れを実質的に遮断することができる、小さく、かつ曲がりくねった血管内での送達および使用のためのデバイスならびに方法である。加えて、必要とされているものは、変形、圧縮、または転位の著しい危険性なしに、長期間に渡り脳動脈瘤の中で血流を遮断するのに好適な方法およびデバイスである。

（要旨）
本発明の一実施形態では、血管からの血栓の除去のためのデバイスが、説明される。本デバイスは、近位端および遠位端を有し、複数のワイヤから形成される、拡張可能円筒構造を含み、隣接ワイヤは、複数の捻転によって相互に係合させられる。複数のワイヤは、円筒構造の遠位端および近位端においてともに固着される。円筒構造は、半径方向に拘束された状態と、拡張した弛緩状態とを有する。本デバイスはまた、近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルも含む。自己拡張型弾性透過シェルは、複数の開口部を伴う編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを含み、複数のフィラメントは、近位端および遠位端において固着される。自己拡張型透過シェルは、半径方向に拘束された伸長状態と、半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張した弛緩状態とを有する。自己拡張型透過シェルは、拡張可能円筒構造内に封入され、拡張可能円筒構造の遠位端に位置付けられる。

本発明の別の実施形態では、血管から近位および遠位端を有する血栓を除去するための方法が、説明される。血栓除去デバイスが、取得される。血栓除去デバイスは、近位端、中央部分、および遠位端を有する、拡張可能円筒構造を含む。拡張可能円筒構造は、複数のワイヤから形成され、隣接ワイヤは、複数の捻転によって相互に係合させられ、複数のワイヤは、遠位端においてともに固着され、かつ近位端においてともに固着される。円筒構造は、半径方向に拘束された状態と、拡張した弛緩状態とを有する。血栓除去デバイスはまた、近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルも含む。自己拡張型弾性透過シェルは、複数の開口部を伴う編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを含み、複数のフィラメントは、近位および遠位端において固着される。自己拡張型透過シェルは、半径方向に拘束された伸長状態と、半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張した弛緩状態とを有する。自己拡張型透過シェルは、拡張可能円筒構造内に封入され、拡張可能円筒構造の遠位端に位置付けられる。血栓除去デバイスは、マイクロカテーテル内に摺動可能に位置付けられ、マイクロカテーテルは、患者に挿入され、拡張可能円筒構造および自己拡張型弾性透過シェルは両方とも、マイクロカテーテル内で半径方向に拘束された状態にある。マイクロカテーテルの遠位端は、血栓の遠位端に隣接して位置付けられる。血栓除去デバイスは、血栓除去デバイスおよびマイクロカテーテルの相対変位によってマイクロカテーテルから展開される。展開時に、拡張可能円筒構造内に位置する自己拡張型弾性透過シェルの近位端は、血栓の遠位に位置し、拡張可能円筒構造の中央部分は、血栓の近位および遠位端に重複し、一旦、血栓除去デバイスがマイクロカテーテルから外へ前進させられると、自己拡張型弾性透過シェルおよび拡張可能円筒構造は、それらの拡張状態に向かって移行する。次いで、円筒構造の遠位端に自己拡張型弾性透過シェルを伴う、拡張可能な拡張した円筒構造が、近位方向に移動させられ、それによって、血管の管腔内表面から１つまたは複数の血栓を着脱し、拡張可能円筒構造内で血栓を捕捉する。次いで、血栓除去デバイスおよび捕捉された１つまたは複数の血栓は、血管から除去される。

血栓除去デバイスおよびマイクロカテーテルは、ともに血管から除去されてもよい。代替として、血栓除去デバイスは、マイクロカテーテルから除去されてもよく、マイクロカテーテルは、血管内で定位置に残されてもよい。血栓除去デバイスおよびマイクロカテーテルは、ともに患者から除去されてもよい。代替として、血栓除去デバイスは、マイクロカテーテルから除去されてもよく、マイクロカテーテルは、患者内で定位置に残されてもよい。自己拡張型透過シェルは、円筒構造内で血栓を維持し、また、血液が自己拡張型透過シェルを通って流動することを可能にするために十分に高い編組密度を有してもよい。

本発明の別の実施形態では、動脈瘤の処置のためのデバイスが、説明される。本デバイスは、近位端、遠位端、および長手軸を有する、遠位自己拡張型弾性透過シェルを含む。遠位透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を伴う編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを含む。複数のフィラメントは、少なくともその近位端において集合させられる。遠位透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態と、半径方向に拘束された状態に対して軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態とを有し、遠位透過シェルの拡張状態は、遠位透過シェルの遠位端に凸形状を有する。本デバイスはまた、近位端、遠位端、および長手軸を有する、近位自己拡張型弾性透過シェルも含む。近位透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を伴う編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを含む。複数のフィラメントは、少なくともその近位端において集合させられる。近位透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態と、半径方向に拘束された状態に対して軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態とを有し、近位透過シェルの拡張状態は、近位透過シェルの近位端に略凸形状を有する。本デバイスはまた、近位端および遠位端を有する、伸長支持部材も含む。伸長支持部材は、遠位および近位透過シェルの間に位置付けられる。遠位および近位透過シェルの拡張状態は、それを通って伸長支持部材が延在する、トロイダル空洞を画定する。

遠位透過シェル内の複数の開口部の平均サイズは、近位透過シェル内の複数の開口部の平均サイズより大きくあり得る。遠位透過シェル内の複数の開口部の平均サイズは、約３００μｍ〜約９００μｍ、代替として、約３００μｍ〜約７００μｍ、代替として、３００μｍ〜約５００μｍであってもよい。近位透過シェル内の複数の開口部の平均サイズは、約５０μｍ〜約２００μｍ、代替として、約１００μｍ〜約２００μｍ、または代替として、５０μｍ〜約１５０μｍであってもよい。遠位透過シェルの編組構造は、第１の編組密度を有してもよく、近位透過シェルの編組構造は、第２の編組密度を有してもよい。第１の編組密度は、第２の編組密度より大きくあり得る。第１の編組密度は、約０．１０〜０．２０、または代替として、約０．１０〜０．１５であってもよい。第２の編組密度は、約０．１５〜０．４０、代替として、約０．１７〜０．３０であってもよい。

伸長支持部材は、剛性であり得るか、またはコイルであってもよい。伸長支持部材が剛性である場合、これは、ハイポチューブから形成されてもよい。伸長支持部材がコイルである場合、これは、拡張ばねであってもよい。静止時に、拡張ばねは、より小さい長さまで圧縮可能ではない。伸長支持部材は、約２ｍｍ〜約１０ｍｍ、代替として、約３ｍｍ〜約８ｍｍ、または代替として、約３．５ｍｍ〜約５．５ｍｍの長さを有してもよい。拡張ばねは、約２ｍｍ〜約１０ｍｍ、代替として、約３ｍｍ〜約８ｍｍ、代替として、約３．５ｍｍ〜約５．５ｍｍの長さを有してもよい。剛性支持部材は、約２ｍｍ〜約１０ｍｍ、代替として、約３ｍｍ〜約８ｍｍ、または代替として、約３．５ｍｍ〜約５．５ｍｍの長さを有してもよい。

遠位および近位透過シェルを構成する複数のフィラメントは、ニチノールワイヤ、延伸充填管、およびそれらの混合物を含んでもよい。遠位透過シェルの複数のフィラメントは、遠位透過シェルの遠位端において集合させられてもよい。また、遠位透過シェルの複数のフィラメントのそれぞれは、第１の端部および第２の端部を有する。遠位透過シェルの複数のフィラメントの第１のおよび第２の端部は、遠位透過シェルの近位端において集合させられてもよい。

遠位透過シェルの拡張形状は、近位透過シェルの拡張形状に接触してもよい。遠位透過シェルの拡張形状および近位透過シェルの拡張形状はまた、実質的に球状の形状を形成してもよい。

本発明の別の実施形態では、脳動脈瘤を処置するための方法が、説明される。本方法は、遠位自己拡張型弾性透過シェルと、近位自己拡張型弾性透過シェルと、遠位および近位透過シェルの間に位置付けられる伸長支持部材とを有する、インプラントを提供するステップを含む。遠位自己拡張型弾性透過シェルは、近位端、遠位端、および長手軸を有し、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を伴う編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを含む。複数のフィラメントは、少なくともその近位端において集合させられ、遠位透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態と、半径方向に拘束された状態に対して軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態とを有し、遠位透過シェルの拡張状態は、遠位透過シェルの遠位端に凸形状を有する。

本発明の一実施形態では、患者の血管系内の動脈瘤の処置のためのデバイスが、説明される。本デバイスは、近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルを含む。シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントで作製され、複数のフィラメントは、少なくとも、その近位端または遠位端のうちの１つにおいて固着される。透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有する。本デバイスはまた、第１の直径を有するワイヤから形成される、金属コイルも含む。金属コイルは、自己拡張型弾性透過シェルの遠位端において固着される。透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有する。金属コイルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、直線状の真っすぐな形状と、二次直径を有する少なくとも１つのループを有する、拡張状態とを有する。

金属コイルは、透過シェルが動脈瘤内で拡張状態であるときに、透過シェルに付勢力を加えるように構成されてもよい。軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、金属コイルは、少なくとも０．２７グラム、代替として、少なくとも２．６７グラム、代替として、少なくとも１６．６グラム、代替として、約０．２７グラム〜約４０グラム、代替として、約２．６７グラム〜約３０グラム、代替として、約１６．６グラム〜約２０グラムの軸方向付勢力を印加することができる。

本発明の別の実施形態では、脳動脈瘤を処置するための方法が、説明される。インプラント構造が、提供される。インプラント構造は、近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルを含む。シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを含み、複数のフィラメントは、少なくとも、その近位端または遠位端のうちの少なくとも１つにおいて固着される。インプラント構造はまた、第１の直径を有するワイヤから形成される、金属コイルも含み、金属コイルは、自己拡張型弾性透過シェルの遠位端において固着される。透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有する。本デバイスはまた、第１の直径を有するワイヤから形成される、金属コイルも含む。金属コイルは、自己拡張型弾性透過シェルの遠位端において固着される。透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有する。金属コイルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、直線状の真っすぐな形状と、二次直径を有する少なくとも１つのループを有する、拡張状態とを有する。インプラントは、マイクロカテーテル内で脳動脈瘤近傍の領域まで前進させられる。インプラントは、金属コイルが、動脈瘤のドーム近傍に位置付けられ、拡張状態を成し、透過シェルが、脳動脈瘤内で拡張した展開状態を成すように、脳動脈瘤内で展開される。次いで、マイクロカテーテルは、インプラントが展開された後に、脳動脈瘤近傍の領域から引き抜かれる。

一旦、脳動脈瘤の中に展開されると、金属コイルは、脳動脈瘤の開口部に透過シェルを押し付けてもよい。金属コイルは、脳動脈瘤の直径の周囲を追跡してもよい。金属コイルの二次直径は、透過シェルの直径にほぼ等しくあり得る。少なくとも部分的に圧縮されたときに、金属コイルは、少なくとも０．２７グラム、代替として、少なくとも２．６７グラム、代替として、少なくとも１６．６グラム、代替として、約０．２７グラム〜約４０グラム、代替として、約２．６７グラム〜約３０グラム、代替として、約１６．６グラム〜約２０グラムの軸方向付勢力を印加することができる。

本発明の別の実施形態では、患者の血管系内の動脈瘤の処置のためのデバイスが、説明される。本デバイスは、近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルを含む。シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントで作製され、複数のフィラメントは、少なくとも、その近位端または遠位端のうちの１つにおいて固着される。透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有する。本デバイスはまた、自己拡張型弾性透過シェルの遠位端において固着される、力付勢部材も含む。透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有する。力付勢部材は、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、直線状の真っすぐな形状と、マイクロカテーテルからの送達後の拡張状態とを有する。

力付勢部材は、透過シェルが動脈瘤内で拡張状態であるときに、透過シェルに付勢力を加えるように構成されてもよい。軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、金属コイルは、少なくとも０．２７グラム、代替として、少なくとも２．６７グラム、代替として、少なくとも１６．６グラム、代替として、約０．２７グラム〜約４０グラム、代替として、約２．６７グラム〜約３０グラム、代替として、約１６．６グラム〜約２０グラムの軸方向付勢力を印加することができる。力付勢部材は、３次元フレーミング形状に順応するように構成されてもよい。力付勢部材は、白金を含むワイヤから作製されてもよい。

力付勢部材はまた、略円形を有してもよい。透過シェルを形成する複数のフィラメントは、遠位端において固着されてもよい。複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの遠位領域は、透過シェルの遠位端を超えて延在し、力付勢部材であり得る、略円形を有する拡張部を形成する。複数のフィラメントは、近位および遠位端を有する、円筒ハブによって固着されてもよく、拡張部は、円筒ハブの遠位端から延在してもよい。拡張部を形成するフィラメントの遠位領域は、直線であり得るか、または編組され、もしくは部分的に編組されてもよく、または編組は、部分的に解体され、もしくは解かれてもよい。

本発明の別の実施形態では、脳動脈瘤を処置するための方法が、説明される。インプラント構造が提供される。インプラント構造は、近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルを含む。シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを含み、複数のフィラメントは、少なくとも、その近位端または遠位端のうちの少なくとも１つにおいて固着される。本デバイスはまた、自己拡張型弾性透過シェルの遠位端において固着される、力付勢部材も含む。透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有する。透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有する。力付勢部材は、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、直線状の真っすぐな形状と、マイクロカテーテルからの送達後の拡張状態とを有する。インプラントは、マイクロカテーテル内で脳動脈瘤近傍の領域まで前進させられる。インプラントは、力付勢部材が、動脈瘤のドーム近傍に位置付けられ、拡張状態を成し、透過シェルが、脳動脈瘤内で拡張した展開状態を成すように、脳動脈瘤内で展開される。次いで、マイクロカテーテルは、インプラントが展開された後に、脳動脈瘤近傍の領域から引き抜かれる。

一旦、脳動脈瘤の中に展開されると、力付勢部材は、脳動脈瘤の開口部に透過シェルを押し付けてもよい。軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、金属コイルは、少なくとも０．２７グラム、代替として、少なくとも２．６７グラム、代替として、少なくとも１６．６グラム、代替として、約０．２７グラム〜約４０グラム、代替として、約２．６７グラム〜約３０グラム、代替として、約１６．６グラム〜約２０グラムの軸方向付勢力を印加することができる。力付勢部材は、３次元フレーミング形状に順応するように構成されてもよい。力付勢部材は、白金を含むワイヤから作製されてもよい。

別の実施形態では、患者の血管系内の動脈瘤の処置のためのデバイスが、説明される。本デバイスは、近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルを含む。シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを含む。複数のフィラメントは、透過シェルの遠位端において固着される。複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの遠位領域は、透過シェルの遠位端を超えて延在し、拡張されたときに略円形を有する拡張部を形成する。複数のフィラメントは、近位および遠位端を有する、円筒ハブによって固着されてもよく、拡張部は、円筒ハブの遠位端から延在してもよい。拡張部を形成するフィラメントの遠位領域は、直線であり得るか、または編組され、もしくは部分的に編組されてもよく、または編組は、部分的に解体され、もしくは解かれてもよい。

本発明の別の実施形態では、脳動脈瘤を処置するための方法が、説明される。インプラント構造が提供される。インプラント構造は、近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルを含む。シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを含む。複数のフィラメントは、透過シェルの遠位端において固着される。複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの遠位領域は、透過シェルの遠位端を超えて延在し、拡張されたときに略円形を有する拡張部を形成する。インプラントは、マイクロカテーテル内で脳動脈瘤近傍の領域まで前進させられる。インプラントは、拡張部が、動脈瘤のドーム近傍に位置付けられ、略円形の拡張状態を成し、透過シェルが、脳動脈瘤内で拡張した展開状態を成すように、脳動脈瘤内で展開される。次いで、マイクロカテーテルは、インプラントが展開された後に、脳動脈瘤近傍の領域から引き抜かれる。複数のフィラメントは、近位および遠位端を有する、円筒ハブによって固着されてもよく、拡張部は、円筒ハブの遠位端から延在してもよい。拡張部を形成するフィラメントの遠位領域は、直線であり得るか、または編組され、もしくは部分的に編組されてもよく、または編組は、部分的に解体され、もしくは解かれてもよい。
本発明は、例えば、以下を提供する。
（項目１）
近位端および遠位端を有し、複数のワイヤから形成される、拡張可能円筒構造であって、隣接ワイヤは、複数の捻転によって相互に係合させられ、前記複数のワイヤは、前記円筒構造の前記遠位端および前記近位端においてともに固着され、前記円筒構造は、半径方向に拘束された状態と、拡張した弛緩状態とを有する、拡張可能円筒構造と、
近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルであって、前記自己拡張型弾性透過シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、近位および遠位端において固着され、前記自己拡張型透過シェルは、半径方向に拘束された伸長状態と、前記半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張した弛緩状態とを有し、前記自己拡張型透過シェルは、前記編組構造内に複数の開口部を有する、自己拡張型弾性透過シェルと、
を備え、前記自己拡張型透過シェルは、前記拡張可能円筒構造内に封入され、前記拡張可能円筒構造の前記遠位端に位置付けられる、血管からの血栓の除去のためのデバイス。
（項目２）
前記拡張可能円筒構造は、約１０〜約１８本のワイヤから形成される、項目１に記載のデバイス。
（項目３）
前記拡張可能円筒構造は、約１２本のワイヤから形成される、項目１に記載のデバイス。
（項目４）
前記複数のワイヤは、ニチノールワイヤから形成される、項目１に記載のデバイス。
（項目５）
前記複数のワイヤは、ニチノール、コバルトクロム合金、ステンレス鋼、およびそれらの混合物から成る群から選択される材料から形成される、項目１に記載のデバイス。
（項目６）
前記複数のワイヤの中のワイヤの直径は、約０００８インチ〜０．００３５インチである、項目１に記載のデバイス。
（項目７）
前記複数のワイヤは、ハブによって前記遠位端においてともに固着される、項目１に記載のデバイス。
（項目８）
前記複数のワイヤは、バンドによって前記近位端においてともに固着される、項目１に記載のデバイス。
（項目９）
前記複数の捻転のうちの各捻転は、長さを有する、項目１に記載のデバイス。
（項目１０）
各捻転の前記長さは、約０．２５ｍｍ〜約３ｍｍである、項目９に記載のデバイス。
（項目１１）
前記複数の捻転のうちの各捻転は、１つの完全な巻目を有する、項目１に記載のデバイス。
（項目１２）
前記複数の捻転のうちの前記捻転の少なくともいくつかは、１つの完全な巻目を有する、項目１に記載のデバイス
（項目１３）
前記複数の捻転のうちの各捻転は、２つの完全な巻目を有する、項目１に記載のデバイス。
（項目１４）
前記複数の捻転のうちの前記捻転の少なくともいくつかは、２つの完全な巻目を有する、項目１に記載のデバイス。
（項目１５）
前記複数の捻転のうちの前記捻転の少なくともいくつかは、１つと半分の巻目を有する、項目１に記載のデバイス。
（項目１６）
自己拡張型弾性透過シェルは、前記拡張可能円筒構造内で血栓を維持するために十分な編組密度を有する、項目１に記載のデバイス。
（項目１７）
血管から近位および遠位端を有する血栓を除去するための方法であって、
血栓除去デバイスであって、
近位端、中央部分、および遠位端を有し、複数のワイヤから形成される、拡張可能円筒構造であって、隣接ワイヤは、複数の捻転によって相互に係合させられ、前記複数のワイヤは、遠位端においてともに固着され、かつ近位端においてともに固着され、前記円筒構造は、半径方向に拘束された状態と、拡張した弛緩状態とを有する、拡張可能円筒構造と、近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルであって、前記自己拡張型弾性透過シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、近位端および遠位端において固着され、前記自己拡張型透過シェルは、半径方向に拘束された伸長状態と、前記半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張した弛緩状態とを有し、前記自己拡張型透過シェルは、前記編組構造内に複数の開口部を有する、自己拡張型弾性透過シェルと、
を備え、前記自己拡張型透過シェルは、前記拡張可能円筒構造内に封入され、前記拡張可能円筒構造の前記遠位端に位置付けられる、
血栓除去デバイスを取得するステップと、
マイクロカテーテル内に摺動可能に位置付けられた前記血栓除去デバイスを患者に挿入するステップであって、前記マイクロカテーテルは、遠位端を有し、前記拡張可能円筒構造および自己拡張型弾性透過シェルは両方とも、前記マイクロカテーテル内で前記半径方向に拘束された状態にある、ステップと、
前記血栓の遠位端に隣接して前記マイクロカテーテルの前記遠位端を位置付けるステップと、
前記拡張可能円筒構造内に位置する前記自己拡張型弾性透過シェルの前記近位端が、前記血栓の遠位に位置し、前記拡張可能円筒構造の前記中央部分が前記血栓の前記近位端および前記遠位端に重複するように、前記血栓除去デバイスおよび前記マイクロカテーテルの相対変位によって前記マイクロカテーテルから前記血栓除去デバイスを展開するステップであって、一旦、前記血栓除去デバイスが前記マイクロカテーテルから外へ前進させられると、前記自己拡張型弾性透過シェルおよび前記拡張可能円筒構造は、それらの拡張状態に向かって移行する、ステップと、
前記円筒構造の前記遠位端に前記自己拡張型弾性透過シェルを伴って前記拡張した円筒構造を近位方向に移動させ、それによって、血管の管腔内表面から前記血栓を着脱し、前記拡張可能円筒構造内で前記血栓を捕捉するステップと、
前記血管から前記血栓除去デバイスおよび前記捕捉された血栓を除去するステップと、
を含む、方法。
（項目１８）
前記血栓除去デバイスおよび前記マイクロカテーテルは、ともに前記血管から除去される、項目１７に記載の方法。
（項目１９）
前記血栓除去デバイスは、前記マイクロカテーテルが前記血管内で定位置に残された状態で前記マイクロカテーテルから除去される、項目１７に記載の方法。
（項目２０）
前記血栓除去デバイスおよび前記マイクロカテーテルは、ともに前記患者から除去される、項目１７に記載の方法。
（項目２１）
前記血栓除去デバイスは、前記マイクロカテーテルが前記患者内で定位置に残された状態で前記マイクロカテーテルから除去される、項目１７に記載の方法。
（項目２２）
前記自己拡張型透過シェルは、前記円筒構造内で前記血栓を維持し、また、血液が前記自己拡張型透過シェルを通って流れることを可能にするために十分に高い編組密度を有する、項目１７に記載の方法。
（項目２３）
近位端、遠位端、および長手軸を有する、遠位自己拡張型弾性透過シェルであって、前記遠位透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を伴う編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、少なくともその近位端において集合させられ、前記遠位透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態と、前記半径方向に拘束された状態に対して軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態とを有し、前記遠位透過シェルの前記拡張状態は、前記遠位透過シェルの前記遠位端に凸形状を有する、遠位自己拡張型弾性透過シェルと、
近位端、遠位端、および長手軸を有する、近位自己拡張型弾性透過シェルであって、前記近位透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を伴う編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、少なくともその近位端において集合させられ、前記近位透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態と、前記半径方向に拘束された状態に対して軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態とを有し、前記近位透過シェルの前記拡張状態は、前記近位透過シェルの前記近位端に略凸形状を有する、近位自己拡張型弾性透過シェルと、
近位端および遠位端を有する、伸長支持部材であって、前記遠位および近位透過シェルの間に位置付けられる、伸長支持部材と、
を備え、前記遠位および近位透過シェルの前記拡張状態は、それを通って前記伸長支持部材が延在する、トロイダル空洞を画定する、
患者の血管系内の動脈瘤の処置のためのデバイス。
（項目２４）
前記遠位透過シェル内の前記複数の開口部の平均サイズは、前記近位透過シェル内の前記複数の開口部の平均サイズより大きい、項目２３に記載のデバイス。
（項目２５）
前記遠位透過シェル内の前記複数の開口部の前記平均サイズは、約３００μｍ〜約９００μｍである、項目２４に記載のデバイス。
（項目２６）
前記遠位透過シェル内の前記複数の開口部の前記平均サイズは、約３００μｍ〜約９００μｍ、約３００μｍ〜約７００μｍ、および３００μｍ〜約５００μｍから成る群から選択される、項目２４に記載のデバイス。
（項目２７）
前記近位透過シェル内の前記複数の開口部の前記平均サイズは、約５０μｍ〜約２００μｍである、項目２４に記載のデバイス。
（項目２８）
前記近位透過シェル内の前記複数の開口部の前記平均サイズは、約５０μｍ〜約２００μｍ、約１００μｍ〜約２００μｍ、および５０μｍ〜約１５０μｍから成る群から選択される、項目２４に記載のデバイス。
（項目２９）
前記遠位透過シェルの前記編組構造は、第１の編組密度を有し、前記近位透過シェルの前記編組構造は、第２の編組密度を有し、前記第１の編組密度は、前記第２の編組密度より大きい、項目２３に記載のデバイス。
（項目３０）
前記第１の編組密度は、約０．１０〜０．２０である、項目２９に記載のデバイス。
（項目３１）
前記第１の編組密度は、約０．１０〜０．１５である、項目２９に記載のデバイス。
（項目３２）
前記第２の編組密度は、約０．１５〜０．４０である、項目２９に記載のデバイス。
（項目３３）
前記第２の編組密度は、約０．１７〜０．３０である、項目２９に記載のデバイス。
（項目３４）
前記伸長支持部材は、剛性である、項目２３に記載のデバイス。
（項目３５）
前記伸長支持部材は、ハイポチューブである、項目２３に記載のデバイス。
（項目３６）
前記伸長支持部材は、コイルである、項目２３に記載のデバイス。
（項目３７）
前記コイルは、拡張ばねである、項目３６に記載のデバイス。
（項目３８）
前記コイルが静止しているとき、前記コイルは、より小さい長さまで圧縮可能ではない、項目３６に記載のデバイス。
（項目３９）
前記遠位透過シェルの前記複数のフィラメントは、前記遠位透過シェルの前記遠位端において集合させられる、項目２３に記載のデバイス。
（項目４０）
前記遠位透過シェルの前記複数のフィラメントのそれぞれは、第１の端部および第２の端部を有し、前記遠位透過シェルの前記複数のフィラメントの前記第１のおよび第２の端部は、前記遠位透過シェルの前記近位端において集合させられる、項目２３に記載のデバイス。
（項目４１）
前記遠位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、延伸充填管を含む、項目２３に記載のデバイス。
（項目４２）
前記近位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、延伸充填管を含む、項目２３に記載のデバイス。
（項目４３）
前記遠位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、ニチノールワイヤと、延伸充填管とを含む、項目２３に記載のデバイス。
（項目４４）
前記近位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、ニチノールワイヤと、延伸充填管とを含む、項目２３に記載のデバイス。
（項目４５）
前記遠位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、ニチノールワイヤを含む、項目２３に記載のデバイス。
（項目４６）
前記近位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、ニチノールワイヤを含む、項目２３に記載のデバイス。
（項目４７）
前記遠位透過シェルの前記拡張形状は、前記近位透過シェルの前記拡張形状に接触する、項目２３に記載のデバイス。
（項目４８）
前記遠位透過シェルの前記拡張形状および前記近位透過シェルの前記拡張形状は、実質的に球状の形状を形成する、項目２３に記載のデバイス。
（項目４９）
前記複数のフィラメントは、ハブによって前記近位透過シェルの前記近位端において集合させられる、項目２３に記載のデバイス。
（項目５０）
前記ハブは、前記近位透過シェルの前記近位端の拡張した周囲の下方で陥凹状である、項目４９に記載のデバイス。
（項目５１）
前記伸長支持部材は、約２ｍｍ〜約１０ｍｍの長さを有する、項目２３に記載のデバイス。
（項目５２）
前記伸長支持部材は、約３ｍｍ〜約８ｍｍの長さを有するコイルである、項目５１に記載のデバイス。
（項目５３）
前記伸長支持部材は、約３．５ｍｍ〜約５．５ｍｍの長さを有するハイポチューブである、項目５１に記載のデバイス。
（項目５４）
インプラントであって、
近位端、遠位端、および長手軸を有する、遠位自己拡張型弾性透過シェルであって、前記遠位透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を伴う編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、少なくともその近位端において集合させられ、前記遠位透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態と、前記半径方向に拘束された状態に対して軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態とを有し、前記遠位透過シェルの前記拡張状態は、前記遠位透過シェルの前記遠位端に凸形状を有する、遠位自己拡張型弾性透過シェルと、
近位端、遠位端、および長手軸を有する、近位自己拡張型弾性透過シェルであって、前記近位透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を伴う編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、少なくともその近位端において集合させられ、前記近位透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態と、前記半径方向に拘束された状態に対して軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態とを有し、前記近位透過シェルの前記拡張状態は、前記近位透過シェルの前記近位端に略凸形状を有する、近位自己拡張型弾性透過シェルと、
近位端および遠位端を有する、伸長支持部材であって、前記遠位および近位透過シェルの間に位置付けられる、伸長支持部材と、
を有し、前記遠位および近位透過シェルの前記拡張状態は、それを通って前記伸長支持部材が延在する、トロイダル空洞を画定する、
インプラントを提供するステップと、
マイクロカテーテル内で前記薄型の半径方向に拘束された状態における前記インプラントを脳動脈内の着目領域まで前進させるステップと、
前記脳の動脈瘤内で前記インプラントを展開するステップであって、前記遠位および近位透過シェルは、それらの拡張形状まで拡張する、ステップと、
前記インプラントを展開した後に、前記着目領域から前記マイクロカテーテルを引き抜くステップと、を含む、脳動脈瘤を処置するための方法。
（項目５５）
前記遠位透過シェルの前記拡張形状および前記近位透過シェルの前記拡張形状は、実質的に球状の形状を形成する、項目５４に記載の方法。
（項目５６）
前記遠位透過シェルの前記拡張形状および前記近位透過シェルの前記拡張形状は、前記脳の動脈瘤を実質的に充填する、実質的に球状の形状を形成する、項目５４に記載の方法。
（項目５７）
前記遠位透過シェル内の前記複数の開口部の平均サイズは、前記近位透過シェル内の前記複数の開口部の平均サイズより大きい、項目５４に記載の方法。
（項目５８）
前記遠位透過シェル内の前記複数の開口部の前記平均サイズは、約３００μｍ〜約９００μｍである、項目５７に記載の方法。
（項目５９）
前記遠位透過シェル内の前記複数の開口部の前記平均サイズは、約３００μｍ〜約９００μｍ、約３００μｍ〜約７００μｍ、および３００μｍ〜約５００μｍから成る群から選択される、項目５７に記載の方法。
（項目６０）
前記近位透過シェル内の前記複数の開口部の前記平均サイズは、約５０μｍ〜約２００μｍである、項目５７に記載の方法。
（項目６１）
前記近位透過シェル内の前記複数の開口部の前記平均サイズは、約５０μｍ〜約２００μｍ、約１００μｍ〜約２００μｍ、および５０μｍ〜約１５０μｍから成る群から選択される、項目５７に記載の方法。
（項目６２）
前記遠位透過シェルの前記編組構造は、第１の編組密度を有し、前記近位透過シェルの前記編組構造は、第２の編組密度を有し、前記第１の編組密度は、前記第２の編組密度より大きい、項目５４に記載の方法。
（項目６３）
前記第１の編組密度は、約０．１０〜０．２０である、項目６２に記載の方法。
（項目６４）
前記第１の編組密度は、約０．１０〜０．１５である、項目６２に記載の方法。
（項目６５）
前記第２の編組密度は、約０．１５〜０．４０である、項目６２に記載の方法。
（項目６６）
前記第２の編組密度は、約０．１７〜０．３０である、項目６２に記載の方法。
（項目６７）
前記伸長支持部材は、ハイポチューブである、項目５４に記載の方法。
（項目６８）
前記第１の遠位透過シェルの前記複数のフィラメントは、前記遠位透過シェルの前記遠位端において集合させられる、項目５４に記載の方法。
（項目６９）
前記遠位透過シェルの前記複数のフィラメントのそれぞれは、第１の端部および第２の端部を有し、前記遠位透過シェルの前記複数のフィラメントの前記第１のおよび第２の端部は、前記遠位透過シェルの前記近位端において集合させられる、項目５４に記載の方法。
（項目７０）
前記遠位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、延伸充填管を含む、項目５４に記載の方法。
（項目７１）
前記近位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、延伸充填管を含む、項目５４に記載の方法。
（項目７２）
前記遠位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、ニチノールワイヤと、延伸充填管とを含む、項目５４に記載の方法。
（項目７３）
前記近位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、ニチノールワイヤと、延伸充填管とを含む、項目５４に記載の方法。
（項目７４）
前記遠位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、ニチノールワイヤを含む、項目５４に記載の方法。
（項目７５）
前記近位透過シェルの前記伸長弾性フィラメントは、ニチノールワイヤを含む、項目５４に記載の方法。
（項目７６）
前記遠位透過シェルの前記拡張形状は、前記近位透過シェルの前記拡張形状に接触する、項目５４に記載の方法。
（項目７７）
前記伸長支持部材は、剛性である、項目５４に記載の方法。
（項目７８）
前記伸長支持部材は、ハイポチューブである、項目５４に記載の方法。
（項目７９）
前記伸長支持部材は、コイルである、項目５４に記載の方法。
（項目８０）
前記コイルは、拡張ばねである、項目７９に記載の方法。
（項目８１）
前記コイルが静止しているとき、前記コイルは、より小さい長さまで圧縮可能ではない、項目７９に記載の方法。
（項目８２）
近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルであって、前記シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、少なくとも、その前記近位端または前記遠位端のうちの１つにおいて固着される、自己拡張型弾性透過シェルと、
第１の直径を有するワイヤから形成される、金属コイルであって、前記金属コイルは、前記自己拡張型弾性透過シェルの前記遠位端において固着される、金属コイルと、
を備え、
前記透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ前記半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有し、前記透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有し、
前記金属コイルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、直線状の真っすぐな形状と、二次直径を有する少なくとも１つのループを有する、拡張状態とを有する、患者の血管系内の動脈瘤の処置のためのデバイス。
（項目８３）
前記金属コイルは、前記透過シェルが動脈瘤内で前記拡張状態であるときに、前記透過シェルに付勢力を加えるように構成される、項目８２に記載のデバイス。
（項目８４）
前記金属コイルは、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも０．２７グラムの軸方向付勢力を印加する、項目８２に記載のデバイス。
（項目８５）
前記金属コイルは、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも２．６７グラムの軸方向付勢力を印加する、項目８２に記載のデバイス。
（項目８６）
前記金属コイルは、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも１６．６グラムの軸方向付勢力を印加する、項目８２に記載のデバイス。
（項目８７）
前記金属コイルは、３次元フレーミング形状に順応するように構成される、項目８２に記載のデバイス。
（項目８８）
前記金属コイルは、白金を含むワイヤから形成される、項目８２に記載のデバイス。
（項目８９）
脳動脈瘤を処置するための方法であって、
インプラント構造であって、
近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルであって、前記シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、少なくとも、その前記近位端または前記遠位端のうちの少なくとも１つにおいて固着される、自己拡張型弾性透過シェルと、
第１の直径を有するワイヤから形成される、金属コイルであって、前記金属コイルは、前記自己拡張型弾性透過シェルの前記遠位端において固着される、金属コイルと、
を備え、
前記透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ前記半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有し、前記透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有し、
前記金属コイルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、直線状の真っすぐな形状と、二次直径を有する少なくとも１つのループを有する、拡張状態とを有する、インプラント構造を提供するステップと、
マイクロカテーテル内の前記インプラントを前記脳動脈瘤近傍の領域まで前進させるステップと、
前記脳動脈瘤内で前記インプラントを展開するステップであって、前記金属コイルは、前記脳動脈瘤のドーム近傍に位置付けられ、前記拡張状態を成し、前記透過シェルは、前記脳動脈瘤内で前記拡張した展開状態を成す、ステップと、
前記インプラントを展開した後に、前記脳動脈瘤近傍の前記領域から前記マイクロカテーテルを引き抜くステップと、を含む、方法。
（項目９０）
前記金属コイルは、前記脳動脈瘤の開口部に前記透過シェルを押し付ける、項目８９に記載の方法。
（項目９１）
前記金属コイルは、前記脳動脈瘤の直径の周囲を追跡する、項目８９に記載の方法。
（項目９２）
前記金属コイルの前記二次直径は、前記透過シェルの直径にほぼ等しい、項目８９に記載の方法。
（項目９３）
前記金属コイルは、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも０．２７グラムの軸方向付勢力を印加する、項目８９に記載の方法。
（項目９４）
前記金属コイルは、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも２．６７グラムの軸方向付勢力を印加する、項目８９に記載の方法。
（項目９５）
前記金属コイルは、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも１６．６グラムの軸方向付勢力を印加する、項目８９に記載の方法。
（項目９６）
近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルであって、前記シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、少なくとも、その前記近位端または前記遠位端のうち１つにおいて固着される、自己拡張型弾性透過シェルと、
前記自己拡張型弾性透過シェルの前記遠位端において固着される、力付勢部材と、
を備え、
前記透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ前記半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有し、前記透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有し、
前記力付勢部材は、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、直線状の真っすぐな形状と、前記マイクロカテーテルからの送達後の拡張状態とを有する、
患者の血管系内の動脈瘤の処置のためのデバイス。
（項目９７）
前記力付勢部材は、前記透過シェルが動脈瘤内で前記拡張状態であるときに、前記透過シェルに付勢力を加えるように構成される、項目９６に記載のデバイス。
（項目９８）
前記力付勢部材は、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも０．２７グラムの軸方向付勢力を印加する、項目９６に記載のデバイス。
（項目９９）
前記力付勢部材は、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも２．６７グラムの軸方向付勢力を印加する、項目９６に記載のデバイス。
（項目１００）
前記力付勢部材は、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも１６．６グラムの軸方向付勢力を印加する、項目９６に記載のデバイス。
（項目１０１）
前記力付勢部材は、３次元フレーミング形状に順応するように構成される、項目９６に記載のデバイス。
（項目１０２）
前記力付勢部材は、白金を含むワイヤから形成される、項目９６に記載のデバイス。
（項目１０３）
前記複数のフィラメントは、前記透過シェルの前記遠位端において固着され、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの遠位領域は、前記透過シェルの前記遠位端を超えて延在し、略円形を有する拡張部を形成し、前記力付勢部材は、拡張されたときに前記略円形を有する、前記拡張部を備える、項目９６に記載のデバイス。
（項目１０４）
前記複数のフィラメントは、近位および遠位端を有する、円筒ハブによって固着され、前記拡張部は、前記円筒ハブの前記遠位端から延在する、項目１０３に記載のデバイス。
（項目１０５）
前記拡張部を形成する、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの前記遠位領域は、編組される、項目１０３に記載のデバイス。
（項目１０６）
前記拡張部を形成する、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの前記遠位領域は、部分的に編組される、項目１０３に記載のデバイス。
（項目１０７）
前記編組遠位領域は、少なくとも部分的に解かれる、項目１０５に記載のデバイス。
（項目１０８）
脳動脈瘤を処置するための方法であって、
インプラント構造であって、
近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルであって、前記シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、少なくとも、その前記近位端または前記遠位端のうち１つにおいて固着される、自己拡張型弾性透過シェルと、
前記自己拡張型弾性透過シェルの前記遠位端において固着される、力付勢部材と、
を備え、
前記透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ前記半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有し、前記透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有し、
前記力付勢部材は、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、直線状の真っすぐな形状と、前記マイクロカテーテルからの送達後の拡張状態とを有する、
インプラント構造を提供するステップと、
マイクロカテーテル内の前記インプラントを前記脳動脈瘤近傍の領域まで前進させるステップと、
前記脳動脈瘤内で前記インプラントを展開するステップであって、前記力付勢部材は、前記脳動脈瘤のドーム近傍に位置付けられ、前記拡張状態を成し、前記透過シェルは、前記脳動脈瘤内で前記拡張した展開状態を成す、ステップと、
前記インプラントを展開した後に、前記脳動脈瘤近傍の前記領域から前記マイクロカテーテルを引き抜くステップと、を含む、方法。
（項目１０９）
前記力付勢部材は、前記脳動脈瘤の開口部に前記透過シェルを押し付ける、項目１０８に記載の方法。
（項目１１０）
前記力付勢部材は、前記透過シェルが動脈瘤内で前記拡張状態であるときに、前記透過シェルに付勢力を加えるように構成される、項目１０８に記載の方法。
（項目１１１）
前記力付勢部材は、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも０．２７グラムの軸方向付勢力を印加する、項目１０８に記載の方法。
（項目１１２）
前記力付勢部材は、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも２．６７グラムの軸方向付勢力を印加する、項目１０８に記載の方法。
（項目１１３）
前記力付勢部材は、軸方向に少なくとも部分的に圧縮されたときに、少なくとも１６．６グラムの軸方向付勢力を印加する、項目１０８に記載の方法。
（項目１１４）
前記力付勢部材は、３次元フレーミング形状に順応するように構成される、項目１０８に記載の方法。
（項目１１５）
前記力付勢部材は、白金を含むワイヤから形成される、項目１０８に記載の方法。
（項目１１６）
前記複数のフィラメントは、前記透過シェルの前記遠位端において固着され、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの遠位領域は、前記透過性シェルの前記遠位端を超えて延在し、略円形を有する拡張部を形成し、前記力付勢部材は、拡張されたときに前記略円形を有する、前記拡張部を備える、項目１０８に記載の方法。
（項目１１７）
前記複数のフィラメントは、近位および遠位端を有する、円筒ハブによって固着され、前記拡張部は、前記円筒ハブの前記遠位端から延在する、項目１１６に記載の方法。
（項目１１８）
前記複数のフィラメントは、近位および遠位端を有する、円筒ハブによって固着され、前記拡張部は、前記円筒ハブの前記遠位端から延在する、項目１１６に記載の方法。
（項目１１９）
前記拡張部を形成する、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの前記遠位領域は、編組される、項目１１６に記載の方法。
（項目１２０）
前記拡張部を形成する、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの前記遠位領域は、部分的に編組される、項目１１６に記載の方法。
（項目１２１）
前記編組遠位領域は、少なくとも部分的に解かれる、項目１１９に記載の方法。
（項目１２２）
近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルであって、前記シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、その前記遠位端において固着され、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの遠位領域は、前記透過シェルの前記遠位端を超えて延在し、拡張されたときに略円形を有する拡張部を形成する、自己拡張型弾性透過シェルを備え、
前記透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ前記半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有し、前記透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有する、
患者の血管系内の動脈瘤の処置のためのデバイス。
（項目１２３）
前記複数のフィラメントは、近位および遠位端を有する、円筒ハブによって固着され、前記拡張部は、前記円筒ハブの前記遠位端から延在する、項目１２２に記載のデバイス。
（項目１２４）
前記拡張部を形成する、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの前記遠位領域は、編組される、項目１２２に記載のデバイス。
（項目１２５）
前記拡張部を形成する、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの前記遠位領域は、部分的に編組される、項目１２２に記載のデバイス。
（項目１２６）
前記編組遠位領域は、少なくとも部分的に解かれる、項目１２４に記載のデバイス。
（項目１２７）
脳動脈瘤を処置するための方法であって、
インプラント構造であって、
近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルであって、前記シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、その前記遠位端において固着され、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの遠位領域は、前記透過シェルの前記遠位端を超えて延在し、拡張されたときに略円形を有する拡張部を形成する、自己拡張型弾性透過シェルを備え、
前記透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ前記半径方向に拘束された状態に対して球状の軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有し、前記透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有する、
インプラント構造を提供するステップと、
マイクロカテーテル内の前記インプラントを前記脳動脈瘤近傍の領域まで前進させるステップと、
前記脳動脈瘤内で前記インプラントを展開するステップであって、前記拡張部は、前記脳動脈瘤のドーム近傍に位置付けられ、前記略円形を成し、前記透過シェルは、前記脳動脈瘤内で前記拡張した展開状態を成す、ステップと、
前記インプラントを展開した後に、前記脳動脈瘤近傍の前記領域から前記マイクロカテーテルを引き抜くステップと、を含む、方法。
（項目１２８）
前記複数のフィラメントは、近位および遠位端を有する、円筒ハブによって固着され、前記拡張部は、前記円筒ハブの前記遠位端から延在する、項目１２７に記載の方法。
（項目１２９）
前記拡張部を形成する、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの前記遠位領域は、編組される、項目１２７に記載の方法。
（項目１３０）
前記拡張部を形成する、前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかの前記遠位領域は、部分的に編組される、項目１２７に記載の方法。
（項目１３１）
前記編組遠位領域は、少なくとも部分的に解かれる、項目１２９に記載の方法。

図１は、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の立面図であり、複数の矢印は、内側半径方向力を示す。 図２は、２つの単純な支持部によって支持されるビームの立面図であり、複数の矢印は、ビームに対する力を示す。 図３は、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の底面斜視図である。 図４は、図３の患者の血管系の処置のためのデバイスの立面図である。 図５は、図４の線５−５に沿って取られた、図４のデバイスの横断面図である。 図６は、図４の線６−６に沿って取られた長手断面における、図４のデバイスを示す。 図７は、図５に示される囲まれた部分７から取られた、織物フィラメント構造の拡大図である。 図８は、図６に示される囲まれた部分８から取られた、織物フィラメント構造の拡大図である。 図９は、図３のデバイスの近位端面図である。 図１０は、図６の線１０−１０によって示される、図６のデバイスの近位ハブ部分の横断面図である。 図１１は、折り畳まれた拘束状態でその中に配置された図３の患者の血管系の処置のためのデバイスを伴う、送達カテーテルの遠位端の部分断面における立面図である。 図１２は、デバイスのある内部構造を示す、送達デバイスまたはアクチュエータの遠位部分の立面図である。 図１３は、内部構造の上にいくつかの管状要素が追加された、図１２の送達デバイスの立面図である。 図１４は、外側コイルおよびマーカーが定位置にある、図１３の送達デバイスの遠位部分の立面図である。 図１５は、送達デバイスの近位部分の立面図である。 図１６は、患者の血管系の処置のためのデバイス用のフィラメント構成の実施形態を図示する。 図１７は、送達デバイスまたはアクチュエータの遠位端に解放可能に固定される、導入シース、マイクロカテーテル、および患者の血管系の処置のためのデバイスによってアクセスされている患者の概略図である。 図１８は、末端動脈瘤の断面図である。 図１９は、動脈瘤の断面図である。 図２０は、動脈瘤の内部名目長手寸法および横寸法を示す垂直矢印を示す、動脈瘤の部分的な概略図である。 図２１は、動脈瘤の壁の外側を横方向に延在する、弛緩した非拘束状態にある患者の血管系の処置のためのデバイスの破線輪郭を伴う、図２０の動脈瘤の部分的な概略図である。 図２２は、動脈瘤内で展開され部分的な拘束状態にある、図２１で破線によって表されたデバイスの輪郭の部分的な概略図である。 図２３−２６は、患者の血管系の処置のためのデバイスの展開順序を示す。 図２３−２６は、患者の血管系の処置のためのデバイスの展開順序を示す。 図２３−２６は、患者の血管系の処置のためのデバイスの展開順序を示す。 図２３−２６は、患者の血管系の処置のためのデバイスの展開順序を示す。 図２７は、示された編組プロセスの開始に伴い、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の構築のために編組管状部材の製造に使用される、マンドレルの立面図である。 図２８は、デバイスの製造に使用される、編組管状部材用の編組プロセスの立面図である。 図２９は、患者の血管系の処置のためのデバイスの製造用の編組管状部材を熱硬化するための、固定具の実施形態の部分断面における立面図である。 図３０は、患者の血管系の処置のためのデバイスの製造用の編組管状部材を熱硬化するための、固定具の実施形態の部分断面における立面図である。 図３１は、患者の血管系の動脈瘤内の血流を図示する、断面における立面図である。 図３２は、複合フィラメント実施形態の断面における斜視図である。 図３３は、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の立面図である。 図３４Ａ−３４Ｂは、血管欠陥内に図３３の実施形態の第２の構成を埋め込むための方法を図示する。 図３５Ａ−３５Ｂは、血管欠陥内に図３３の実施形態の第３の構成を埋め込むための方法を図示する。 図３５Ａ−３５Ｂは、血管欠陥内に図３３の実施形態の第３の構成を埋め込むための方法を図示する。 図３５Ｃは、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の立面図を図示する。 図３５Ｄは、図３５Ｃのデバイスの上部の斜視図を図示する。 図３５Ｅ−３５Ｆは、マイクロカテーテルから送達されている図３５Ｃのデバイスを図示する。 図３５Ｅ−３５Ｆは、マイクロカテーテルから送達されている図３５Ｃのデバイスを図示する。 図３６は、メッシュデバイスの実施形態の部分断面図である。 図３７は、多葉メッシュデバイスの実施形態の部分断面図である。 図３８は、図３７の患者の血管系の処置のためのデバイスが折り畳み拘束状態でその中に配置された、送達カテーテルの遠位端の部分断面における立面図である。 図３９は、多葉メッシュデバイスの実施形態の部分断面図である。 図４０は、血管欠陥に関して定位置にある図３７の多葉メッシュデバイスの部分断面図である。 図４１は、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の編組プロセスで使用される、溝付マンドレルアセンブリである。 図４２は、図４１の溝付マンドレルアセンブリの断面図である。 図４３Ａ−４３Ｃは、患者の血管系の処置のためのデバイスの編組プロセスのために図４１の溝付マンドレルアセンブリを装填する方法を図示する。 図４３Ａ−４３Ｃは、患者の血管系の処置のためのデバイスの編組プロセスのために図４１の溝付マンドレルアセンブリを装填する方法を図示する。 図４３Ａ−４３Ｃは、患者の血管系の処置のためのデバイスの編組プロセスのために図４１の溝付マンドレルアセンブリを装填する方法を図示する。 図４３Ｄは、図４１の溝付マンドレルアセンブリを装填するための代替実施形態を図示する。 図４４Ａ−４４Ｂは、患者の血管系の処置のためのデバイスの編組プロセスのために図４１の溝付マンドレルアセンブリを装填する方法を図示する。 図４５は、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の立面図である。 図４６は、図４５の患者の血管系の処置のためのデバイスが折り畳み拘束状態でその中に配置された、送達カテーテルの遠位端の部分断面における立面図である。 図４７は、動脈瘤内に展開された図４５の患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態である。 図４８は、動脈瘤内に展開された患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態である。 図４９は、長手方向に圧縮されることに先立ったメッシュデバイスの実施形態の立面図である。 図５０は、ある量の縦圧縮後の図４９のメッシュデバイスの立面図である。 図５１は、付加的な量の縦圧縮後の図４９のメッシュデバイスの立面図である。 図５２は、多葉メッシュデバイスを含むシステムの実施形態を図示する。 図５３−５６は、マイクロカテーテルから送達されている図５２のシステムを図示する。 図５３−５６は、マイクロカテーテルから送達されている図５２のシステムを図示する。 図５３−５６は、マイクロカテーテルから送達されている図５２のシステムを図示する。 図５３−５６は、マイクロカテーテルから送達されている図５２のシステムを図示する。 図５７Ａは、動脈瘤内に展開された患者の血管系の処置のための多葉メッシュデバイスの実施形態である。 図５７Ｂは、図５７Ａの多葉メッシュデバイスの部分切断図である。 図５７Ｃは、図５７Ａの多葉メッシュデバイスの部分切断図である。 図５８は、図５７Ａの多葉メッシュデバイスの部分切断斜視図である。 図５９は、図５７Ａ−５８の患者の血管系の処置のためのデバイスが折り畳み拘束状態でその中に配置された、送達カテーテルの遠位端の部分断面における立面図である。 図６０は、多葉メッシュデバイスの実施形態の部分切断斜視図である。 図６１は、多葉メッシュデバイス内の単一の菱形のモジュールである。 図６２は、患者の血管系からの血栓の除去のための自己拡張型デバイスの実施形態の斜視図である。 図６３は、円６３内で取られた図６２の自己拡張型デバイスの詳細図である。 図６４−６７は、血管から血栓を除去するために使用中の血栓除去デバイスを図示する。 図６４−６７は、血管から血栓を除去するために使用中の血栓除去デバイスを図示する。 図６４−６７は、血管から血栓を除去するために使用中の血栓除去デバイスを図示する。 図６４−６７は、血管から血栓を除去するために使用中の血栓除去デバイスを図示する。

（詳細な説明）
本明細書では、患者の血管系内、特に患者の脳血管系内での最小侵襲展開に好適である、血管欠陥の処置のためのデバイスおよび方法が述べられる。望ましい処置部位へ安全で効率的に送達し、かつ効果的に展開するためのそのような実施形態に関して、いくつかのデバイスの実施形態は、マイクロカテーテルの内側管腔を通した送達、およびその遠位端からの展開に好適な横寸法を伴う、低プロフィール拘束状態への折り畳みのために構成されてもよい。これらのデバイスの実施形態はまた、一旦、患者の血管系内で経時的に動的な力に耐えるように展開されると、そうでなければ展開されたデバイスの圧縮という結果になり得る、十分な機械的一体性を伴う臨床的に有効な構成を維持し得る。処置する医師に処置の成功に関して、より即時的なフィードバックを提供するために、いくつかのデバイスの実施形態が、手技の経過の間に患者の血管欠陥を急性的に閉塞させることが望ましい場合もある。特に指定のない限り、種々の実施形態の特徴、寸法、もしくは材料のうちの１つまたはそれを上回るものは、本明細書で論議される他の同様の実施形態で使用されてもよい。

いくつかの実施形態は、患者の血流から血管欠陥を完全または部分的に隔離するように、血管壁の再構築による脳動脈瘤の処置に特に有用である。いくつかの実施形態は、血管欠陥を処置するために、血管欠陥内に展開され、血管壁の再構築、架橋、または両方を促進するように構成されてもよい。これらの実施形態のうちのいくつかに対しては、デバイスの透過シェルは、臨床上有益な位置で、透過シェルを係留または固定するように構成されてもよい。いくつかの実施形態に関して、デバイスは、血管構造または血管に対して、デバイスを係留もしくは固定するために、血管欠陥内に完全または部分的に配置されてもよい。透過シェルは、欠陥が治癒するか、そうでなければ患者の健康への欠陥の危険性を最小限化することを可能にするために、血管欠陥またはその一部分を患者の名目血管系から隔離するために、血管欠陥の開口部、頸部、または他の部分に及ぶように構成されてもよい。

本明細書で論議される患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態のうちのいくつかまたは全てに対して、１つもしくは複数のデバイスの透過シェルまたは層、もしくは複数の透過シェルまたは層は、透過シェルまたは層を通る血液のある最初の灌流を可能にするように構成されてもよい。透過シェルの空隙率は、欠陥の治癒および隔離を促進するように血管欠陥を十分に隔離するが、デバイスに対して血管系内の血液または他の液体の動的な流れによって、膜上に行使される機械力を低減するか、そうでなければ最小限化するように、透過シェルを通る十分な最初の流れを可能とするように構成されてもよい。患者の血管系の処置のためのデバイスのいくつかの実施形態に対して、時には欠陥範囲部分と呼ばれる、血管欠陥の開口部または頸部に及ぶ透過シェルの一部分のみが、患者の血流における血栓形成に対して透過性であり、そして／または貢献する必要がある。そのような実施形態に対しては、血管欠陥の開口部または頸部に及ばないデバイスのその部分は、大きすぎて血栓形成を効果的に促進できない細孔または開口部構成を伴い、実質的に非透過性もしくは完全に透過性であってもよい。加えて、最初に血流に対して透過性または半透過性である透過シェルの一部分は、デバイスのフィラメント上の血栓形成により、実質的に非透過性または完全に非透過性となってもよい。場合によっては、透過シェルのフィラメントまたはデバイスの任意の他の部分上の血栓形成は、フィラメント間の細孔径を減少させるか、または透過シェルの細孔を完全に閉鎖する働きをしてもよい。

概して、場合によっては、患者内への送達のために低プロフィールに拘束されてもよい、弾性材料の透過シェルを伴う、中空の薄壁のデバイスを使用することが望ましい場合がある。そのようなデバイスはまた、デバイスのシェルが、より大きい容積となって充填するか、そうでなければ内部にシェルが展開される血管欠陥を閉塞するように、拘束を除去すると、半径方向に外向きに拡張するように構成されてもよい。シェルの外向きの半径方向への拡張は、血管欠陥の内面の一部または全体に係合する働きをしてもよく、それによって、デバイスの透過シェルの外面と、血管欠陥の内側表面との間の機械的摩擦が、デバイスを血管欠陥内で効率的に係留する。そのようなデバイスのいくつかの実施形態はまた、特に、欠陥がより大きな内部容量を伴う狭い頸部部分を有する、血管欠陥の空洞内で、部分的または完全に機械的に捕捉されてもよい。送達用の低プロフィールおよび低容量を達成し、容量による高い拡張率を可能にするために、いくつかのデバイスの実施形態は、依然として順応および容量制約を可能としながら、実質的に規則的に離間し安定しているフィラメントの連結または交差間の細孔もしくは開口部パターンを有する、自己拡張型透過シェルを形成するように、織り合わされた構造によってともに連結される、織物または編組フィラメントのマトリクスを含む。

本明細書で使用されるように、織物および編組という用語は、メッシュ構造を形成するフィラメントの織り合わせの任意の形態を意味するように、互換的に使用される。繊維産業または他の産業では、これらの用語は、物品がシートもしくは円筒形態で作られるかどうか等、製品または用途によって異なる意味もしくはより具体的な意味を有してもよい。本開示の目的のために、これらの用語は、互換的に使用される。

いくつかの実施形態に関して、脳動脈瘤の血管内処置において、所望の臨床転帰を達成することができる、患者の血管系の処置のための織物または編組ワイヤ閉塞デバイスにとって、３つの要因が非常に重要であり得る。本発明者らは、いくつかの用途における効果的使用にとって、インプラントデバイスが、安定性のための十分な半径方向剛性と、ほぼ完全な急性（手順内）閉塞のための限定された細孔サイズと、マイクロカテーテルの内側管腔を通る挿入を可能にするのに十分小さい折り畳みプロフィールとを有することが、望ましくあり得ることを見出した。ある閾値を下回る半径方向剛性を伴うデバイスは、不安定である場合があり、場合によっては、塞栓の危険性がより高くなる場合がある。編組または織物構造におけるフィラメント交差間のより大きい細孔は、急性設定において血栓を生成せずに血管欠陥を閉塞しない場合があり、従って、流れの途絶が、処置されている血管欠陥の完全で持続的な閉塞に至るという、そのような臨床上のフィードバックを、処置する医師または医療従事者に与えない場合がある。処置する医師が慣れている様式で、曲がりくねった脳血管系を通るアクセスを可能にするように、標準マイクロカテーテルを通した患者の血管系の処置のためのデバイスの送達が、極めて望ましくあり得る。

いくつかの実施形態に関して、以下でより詳細に議論されるように、所望の構成を生成するために、透過シェルを形成する２つまたはそれを上回る異なる直径もしくは横寸法を有するフィラメントを使用することが、望ましくあり得る。２つのフィラメント（２つの異なる直径）の織物デバイスの半径方向剛性は、以下の通り、フィラメントの数およびそれらの直径の関数として表されてもよい。
Ｓ_{ｒａｄｉａｌ}＝（１．２×１０^６ｌｂｆ／Ｄ^４）（Ｎ_ｌｄｌ^４＋Ｎ_ｓｄ_ｓ ^４）
式中、Ｓ_{ｒａｄｉａｌ}は、重量ポンド（ｌｂｆ）単位の半径方向剛性であり、
Ｄは、デバイスの直径（横寸法）であり、
Ｎ_ｌは、大きなフィラメントの数であり、
Ｎ_ｓは、小さなフィラメントの数であり、
ｄ_ｌは、インチ単位の大きなフィラメントの直径であり、
ｄ_ｓは、インチ単位の小さなフィラメントの直径である。

この式を使用して、特定の臨床値のいくつかの実施形態に関して、半径方向剛性Ｓ_{ｒａｄｉａｌ}は、約０．０１４〜約０．２８４ｌｂｆの力であってもよい。いくつかの実施形態では、半径方向剛性Ｓ_{ｒａｄｉａｌ}は、約０．０１５〜約０．０６５ｌｂｆであってもよい。いくつかの実施形態では、半径方向剛性_{Ｓｒａｄｉａｌ}は、約５０％の変形において測定されてもよい。

患者の血管系の処置のための織物ワイヤデバイスのいくつかの有用な実施形態について望ましい、血管欠陥の頸部または開口部に及ぶデバイスの一部分における最大細孔サイズは、全フィラメントの総数、フィラメントの直径、およびデバイスの直径の関数として表されてもよい。２つまたはそれを上回るフィラメントの直径もしくは横寸法が使用される、フィラメントのサイズ間の差は、場合によっては、フィラメントのサイズがデバイスの寸法と比較して非常に小さいデバイスに対しては、無視されてもよい。２つのフィラメントのデバイスに対して、最小のフィラメント直径が計算に使用されてもよい。従って、そのような実施形態に対する最大細孔サイズは、以下の通り表されてもよい。
Ｐ_ｍａｘ＝（１．７／Ｎ_Ｔ）（πＤ−（Ｎ_Ｔｄ_Ｗ／２））
式中、Ｐ_ｍａｘは、平均細孔サイズであり、
Ｄは、デバイスの直径（横寸法）であり、
Ｎ_Ｔは、全フィラメントの総数であり、
ｄ_Ｗは、インチ単位のフィラメント（最小）の直径である。

この式を使用して、いくつかの実施形態に関して、血管欠陥の開口部または頸部、もしくはデバイスの任意の他の好適な部分に及ぶデバイスの一部分の最大細孔サイズＰ_ｍａｘは、約０．０１６インチまたは約４００ミクロン未満であってもよい。いくつかの実施形態では、欠陥範囲部分またはデバイスの任意の他の好適な部分に対する最大細孔サイズは、約０．０１２インチまたは約３００ミクロン未満であってもよい。いくつかの実施形態では、血管範囲部分またはデバイスの任意の他の好適な部分に対する最大細孔サイズは、約０．００８インチまたは約２００ミクロン未満であってもよい。

２つのフィラメント（２つの異なるフィラメントの直径を有するプロフィール）の織物フィラメントデバイスの折り畳みプロフィールは、以下の関数として表されてもよい。
Ｐ_ｃ＝１．４８（（Ｎ_ｌｄ_ｌ ^２＋Ｎ_ｓｄ_ｓ ^２））^１／２
式中、Ｐ_ｃは、デバイスの折り畳みプロフィールであり、
Ｎ_ｌは、大きなフィラメントの数であり、
Ｎ_ｓは、小さなフィラメントの数であり、
ｄ_ｌは、インチ単位の大きなフィラメントの直径であり、
ｄ_ｓは、インチ単位の小さなフィラメントの直径である。

この式を使用して、特定の臨床値のいくつかの実施形態に関して、折り畳みプロフィールＰ_ｃは、約１．０ｍｍ未満であってもよい。特定の臨床値のいくつかの実施形態では、デバイスは、上記で議論される範囲内の上記の３つの全ての因数（Ｓ_{ｒａｄｉａｌ}、Ｐ_ｍａｘ、およびＰ_ｃ）、すなわち、約０．０１４ｌｂｆ〜約０．２８４ｌｂｆまたは約０．０１５ｌｂｆ〜約０．０６５ｌｂｆのＳ_{ｒａｄｉａｌ}、３００ミクロン未満のＰ_ｍａｘ、および約１．０ｍｍ未満のＰ_ｃを同時に有するように構築されてもよい。いくつかのそのような実施形態では、デバイスは、約７０本のフィラメント〜約３００本のフィラメントを含むように作製されてもよい。ある場合には、これらのフィラメントは、約０．０００４インチ〜約０．００２インチの外側横寸法または直径を有してもよい。ある場合には、これらのフィラメントは、約０．０００５インチ〜約０．００１５インチ、代替として、約０．０００７５インチ〜約０．００１２５インチの外側横寸法または直径を有してもよい。

議論されてきたように、患者の血管系の処置のためのデバイスのいくつかの実施形態は、血管部位を充填するように、血管部位の寸法に近似する（またはある過剰サイズを伴って）デバイスのサイズに合わせることを要求する。より大きな寸法へのデバイスのスケーリングおよびより大きなフィラメントの使用は、デバイスのそのようなより大きな実施形態には十分であろうと推定され得る。しかしながら、脳動脈瘤の処置に対して、半径方向に折り畳まれたデバイスの直径またはプロフィールは、脳の小さく曲がりくねった血管内で効率的に進むことができるカテーテルのサイズによって制限される。さらに、デバイスは、所定のサイズまたは厚さを有する、所定の数もしくは固定数の弾性フィラメントを伴って、より大きく作製されるため、フィラメントの接合部間の細孔または開口部は、対応してより大きくなる。加えて、所定のフィラメントのサイズに対して、フィラメントの曲げ弾性率または剛性、そしてそれ故、構造は、デバイスの寸法が増加するにつれて減少する。曲げ弾性率は、歪みに対する応力の比として定義されてもよい。従って、歪み（偏向）が所定の力を下回って低い場合、デバイスは、高い曲げ弾性率を有するか、または剛性があると考えられ得る。剛性デバイスはまた、低伸展性を有すると言われ得る。

患者の血管系の処置のためのより大きなサイズのデバイスを適切に構成するために、デバイスが、弛緩した非拘束状態にあるデバイスの名目直径または横寸法より小さい直径もしくは横寸法を有する、血管または動脈瘤等の血管部位もしくは欠陥の中へ展開されるときに、デバイスに対する力をモデル化することが有用であり得る。議論されるように、場合によっては、デバイスの外面と血管壁の内面との間に残留力があるように、デバイスを「過剰サイズにする」ことが賢明であり得る。過剰サイズに起因するデバイス１０に対する内方への半径方向力は、図１に図式的に図示され、図中の矢印１２は内方への半径方向力を表す。図２に示されるように、図１のデバイスのフィラメント１４へのこれらの圧縮力は、図中の矢印１８によって示されるように、分配された荷重または力を伴う単純に支持されるビーム１６として、モデル化することができる。２つの単純な支持部２０を伴うビームの偏向および分配された荷重についての以下の式から、偏向は、４乗に対する長さＬの関数であることが分かる。
ビームの偏向＝５ＦＬ^４／３８４ＥＩ
式中、Ｆ＝力、
Ｌ＝ビームの長さ、
Ｅ＝ヤング率、
Ｉ＝慣性モーメントである。

従って、デバイスのサイズが増加し、Ｌが増加すると、伸展性が実質的に増加する。従って、血管または動脈瘤等の血管部位の中へ挿入されるときの、拘束力に対する、デバイス１０のフィラメント１４の外面によって及ぼされる外方への半径方向力は、所定の量のデバイスの圧縮または過剰サイジングに対してはより低い。いくつかの用途において、この力は、デバイスの安定性を保証するため、デバイスの遊走の危険性および遠位塞栓形成の可能性を低減するために重要であり得る。

いくつかの実施形態では、望ましい半径方向伸展性を伴うデバイスを作製し、かつ一般に使用されるマイクロカテーテルの内側管腔を通って適合するように構成される折り畳みプロフィールを有するように、小さい、および大きい、フィラメントのサイズの併用が利用されてもよい。なお少数であって比較的大きなフィラメント１４を伴って製造されるデバイスでさえ、全て小さなフィラメントを伴って作製されたデバイスと比較して、低減した半径方向伸展性（または増加した剛性）を提供することができる。比較的少数のより大きなフィラメントさえも、フィラメントの総断面積を増加させることなく、直径の増加に起因する慣性モーメントの変化により、曲げ剛性の実質的な増加を提供してもよい。円形ワイヤまたはフィラメントの慣性モーメント（Ｉ）は、以下の方程式によって定義されてもよい。
Ｉ＝πｄ^４／６４
式中、ｄは、ワイヤまたはフィラメントの直径である。

慣性モーメントはフィラメント直径の４乗の関数であるため、直径の小さな変化は、慣性モーメントを大きく増加させる。従って、フィラメントサイズの小さな変化は、所定の荷重での偏向、従って、デバイスの伸展性に多大な影響を及ぼすことができる。

従って、剛性は、デバイス１０の折り畳みプロフィールの断面積の大きな増加を伴わずに、有意量で増加させることができる。これは、デバイスの実施形態が大きな動脈瘤を処置するように大きく作られているときに特に重要であり得る。大きな脳動脈瘤は、比較的珍しい場合があるが、医師が現在利用可能であるいくつかの閉塞デバイスが、より小さな動脈瘤と比べて比較的不良な結果を有するため、それらは重要な処置課題を提示している。

従って、患者の血管系の処置のためのデバイスのいくつかの実施形態は、２つ、３つ、４つ、５つ、またはそれを上回る異なる直径もしくは横寸法等のいくつかの異なる直径を伴うフィラメント１４の組み合わせを使用して、形成されてもよい。２つの異なる直径を伴うフィラメントが使用されるデバイスの実施形態では、いくつかのより大きなフィラメントの実施形態は、約０．００１インチ〜約０．００４インチの横寸法を有してもよく、いくつかの小さなフィラメントの実施形態は、約０．０００４インチおよび約０．００１５インチ、より具体的には、約０．０００４インチ〜約０．００１インチの横寸法または直径を有してもよい。いくつかの構造は、約０．００１インチまでの横方向寸法を有するフィラメントを使用しても良い。小さなフィラメントの数に対する大きなフィラメントの数の比は、約２〜１２であってもよく、また、約４〜８であってもよい。いくつかの実施形態では、より大きなおよびより小さなフィラメント間の直径または横寸法の差は、約０．００４インチ未満、より具体的には、約０．００３５インチ未満、さらにより具体的には、約０．００２インチ未満であってもよい。概して上記で議論されるように、常に全てのワイヤまたはフィラメントが本明細書で議論される種々の関係に対するパラメータを満たす必要はなくてもよい。これは、比較的多数のフィラメントが明確に異なる構造に使用されている場合に特に当てはまり得る。場合によっては、フィラメント状構造は、透過シェルまたは内部構造のフィラメントの優位性がサイズ制約を満たす、本明細書で議論される関係制約を満たし得る。

上記で議論されるように、患者の血管系の処置のためのデバイス１０の実施形態は、透過シェルとしての機能を果たす構造を形成する、複数のワイヤ、繊維、糸、管、または他のフィラメント状要素を含んでもよい。いくつかの実施形態に関して、球形は、管状編組構造の端部を接続または固定することによって、そのようなフィラメントから形成されてもよい。そのような実施形態に関して、編組または織物構造の密度は、内在的に、ワイヤもしくはフィラメント１４がともに引き寄せられる端部で、またはその近傍で増加し、透過シェル４０の近位端３２と遠位端３４との間に配置される中間部分３０で、またはその近傍で減少してもよい。

いくつかの実施形態に関して、透過シェル４０の端部または任意の他の好適な部分は、処置のために動脈瘤等の血管欠陥の開口部または頸部の中に位置付けられてもよい。従って、透過シェルを伴う編組または織物フィラメントデバイスは、血管欠陥の止血および閉塞を達成するために、透過シェルの名目部分とは異なる特性を有する、別個の欠陥範囲構造の追加を必要としなくてもよい。そのようなフィラメントデバイスは、編組、製織、または他の好適なフィラメント製造技術によって製造されてもよい。そのようなデバイスの実施形態は、本明細書で議論されるような種々の３次元形状に形状設定されてもよい。

図３−１０を参照すると、患者の血管系の処置のためのデバイス１０の実施形態が示されている。デバイス１０は、近位端３２、遠位端３４、長手軸４６を有し、図５、７、および１８でより詳細に示されるように、少なくとも２つの異なる横寸法の大きなフィラメント４８および小さなフィラメント５０を含む、複数の伸長弾性フィラメント１４をさらに備える、自己拡張型弾性透過シェル４０を含む。フィラメント１４は、織物構造を有し、その近位端６０および遠位端６２において相互に対して固定される。デバイスの透過シェル４０は、フィラメントの長さに沿って相互に半径方向に隣接して、近位端４２から遠位端４４まで長手方向に延在する薄い織物フィラメント１４を伴い、図１１に示されるように、マイクロカテーテル６１内への送達のために構成される半径方向に拘束された伸長状態を有する。

図３−６に示されるように、透過シェル４０はまた、半径方向に拘束された状態に対して、球状であり長手方向に短縮された構成を伴う、拡張した弛緩状態を有する。拡張状態では、織物フィラメント１４は、近位端３２と遠位端３４との間のデバイスの長手軸４６から半径方向に拡張される平滑経路の中で、自己拡張型弾性透過シェル４０を形成する。フィラメント１４の織物構造は、織物フィラメントの間に形成される透過シェル４０の複数の開口部６４を含む。いくつかの実施形態に関して、該開口部６４のうちの最大のものは、血栓臨界速度を下回る速度で、開口部のみを通る血流を可能にするように構成されてもよい。血栓臨界速度は、患者の血管系内に展開されるときに、血管グラフト表面の５０％より多くが血栓によって被覆される時間平均速度として、少なくとも数人によって、定義されている。動脈瘤閉塞との関連で、わずかに異なる閾値が適切であってもよい。従って、本明細書で使用されるような血栓臨界速度は、デバイスによって処置される血管欠陥の中への血流が、約１時間未満で、そうでなければ処置手技中に実質的に遮断されるように、患者の血管系内に展開される、デバイス１０等のデバイス内またはデバイス上で、血餅が生じる速度を含むものとする。場合によっては、血管欠陥の中への血流の遮断は、十分な量の造影剤が患者の埋め込み部位の血管系上流の中に注入され、その部位から消散するにつれ可視化された後に、血管欠陥に進入する最低限の造影剤によって示されてもよい。埋め込み手技の約１時間未満内または埋め込み手技中の、流れのそのような持続的遮断はまた、血管欠陥の急性閉塞と呼ばれ得る。

従って、一旦、デバイス１０が展開されると、透過シェルを通って流れる血液は、血栓臨界速度を下回る速度まで減速されてもよく、血栓が透過シェル４０の中の開口部上およびその周囲で形成し始める。最終的に、このプロセスは、その内側でデバイス１０が展開される、血管欠陥の急性閉塞を生じるように構成されてもよい。いくつかの実施形態に関して、透過シェル４０の少なくとも遠位端は、フィラメント１４の固定された遠位端６２が、拡張状態にある名目透過シェル構造または輪郭内で軸方向に引き抜かれるように、裏返された構成で逆屈曲を有してもよい。いくつかの実施形態に関して、透過シェルの近位端はさらに、フィラメント１４の固定された近位端６０が、拡張状態にある名目透過シェル構造４０内で軸方向に引き抜かれるように、裏返された構成で逆屈曲を含む。本明細書で使用されるように、裏返されたという用語は、図３−６のデバイスの実施形態で示されるように、裏返された、部分的に裏返された、および／または逆屈曲を伴って陥凹した構造を含んでもよい。そのような実施形態に関して、透過シェルのフィラメント１４の端部６０および６２、または端部の周囲に配置されるハブ構造は、デバイスの透過シェルの球形周囲内に、またはそれより下側に引き抜かれてもよい。

透過シェル４０の伸長弾性フィラメント１４は、溶接、はんだ付け、接着結合、エポキシ接着、または同等物を含む、１つもしくはそれを上回る方法によって、その近位端６０および遠位端６２で相互に対して固定されてもよい。フィラメントの端がともに固定されることに加えて、遠位ハブ６６はまた、透過シェル４０の細いフィラメント１４の遠位端６２に固定されてもよく、近位ハブ６８は、透過シェル４０の細いフィラメント１４の近位端６０に固定されてもよい。近位ハブ６８は、近位ハブ６８の近位部分内に空洞７０を形成するよう、細いフィラメントの近位端６０を超えて近位に延在する円筒形部材を含んでもよい。近位空洞７０は、図１１−１５に示されるような送達装置に順に着脱可能に固定され得る、伸長着脱テザー７２を固定するためのエポキシ、はんだ、または任意の他の好適な結合剤等の接着剤を保持するために使用されてもよい。

いくつかの実施形態に関して、透過シェル４０の伸長弾性フィラメント１４は、実質的に円形状である横断面を有してもよく、また、形状記憶金属であり得る超弾性材料から作製されてもよい。透過シェル４０のフィラメントの形状記憶金属は、図３−６に示されるように、弛緩した拡張状態の球状構成に熱硬化されてもよい。好適な弾性形状記憶金属は、ＮｉＴｉ合金および同等物等の合金を含んでもよい。そのような合金の超弾性特性は、合金を示された球状形態に熱硬化し、マイクロカテーテルの内側管腔内への送達のために完全に拘束し、次いで患者の身体内に展開されると、球状構成の元来の熱硬化形状へ実質的に戻って自己拡張するように解放することができるように、伸長フィラメント１４に弾性特性を提供するのに有用であり得る。

デバイス１０は、拡張した弛緩状態で近位端３２および遠位端３４を有する透過シェル４０を伴う、裏返されたフィラメント状構造を有してもよい。透過シェル４０は、示された実施形態に関して、実質的に閉鎖された構成を有する。デバイス１０の透過シェル４０のいくつかまたは全ては、デバイスが拡張状態に展開された後のある期間にわたって、血管欠陥の中への液体の流れまたは圧力を実質的に遮断するか、もしくは妨げ、そうでなければ血管欠陥を隔離するように構成されてもよい。透過シェル４０およびデバイス１０はまた、概して、近位端３２、遠位端３４、および長手軸４６を含む伸長管状または円筒形構成を伴って、図１１に示されるような低プロフィールの半径方向に拘束された状態も有する。半径方向に拘束された状態にある間、透過シェル４０の伸長可撓性フィラメント１４は、近位端と遠位端との間で相互と実質的に平行かつ側方で近接して配置され、実質的に管状または圧縮円筒形構成を形成してもよい。

透過シェル４０の少なくともいくつかのフィラメント１４の近位端６０は、近位ハブ６８に固定されてもよく、透過シェル４０の少なくともいくつかのフィラメント１４の遠位端６２は、遠位ハブ６６に固定され、近位ハブ６８および遠位ハブ６６は、図４に示されるように長手軸４６に対して実質的に同心円状に配置されている。フィラメント１４の端部は、接着剤、はんだ、溶接、および同等物の使用を含む、相互へのフィラメント端部の固定に関する上記で議論される方法のうちのいずれかによって、それぞれのハブ６６および６８に固定されてもよい。透過シェル４０の中間部分３０は、図１１に示されるように、マイクロカテーテルからの送達に好適な低プロフィールプロフィールを伴う、第１の横寸法を有してもよい。デバイス１０上の半径方向の拘束は、示されたマイクロカテーテル６１の遠位端部分等のマイクロカテーテルの内側管腔の内面によって印加されてもよく、またはカテーテルの遠位端からデバイス１０が駆出されると制御可能な様式で解放され得る、任意の他の好適な機構によって印加されてもよい。図１１では、デバイス１０の近位端またはハブ６８は、デバイス１０の近位ハブ６８に配置される、送達システム１１２の伸長送達装置１１０の遠位端に固定される。

編組または織物フィラメント状構造を有する、いくつかのデバイス１０の実施形態は、約１０本のフィラメント〜約３００本のフィラメント１４、より具体的には、約１０本のフィラメント〜約１００本のフィラメント１４、さらにより具体的には、約６０本のフィラメント〜約８０本のフィラメント１４を使用して形成されてもよい。透過シェル４０のいくつかの実施形態は、近位端３２から遠位端３４まで延在する約７０本のフィラメント〜約３００本のフィラメント、より具体的には、近位端３２から遠位端３４まで延在する約１００本のフィラメント〜約２００本のフィラメントを含んでもよい。いくつかの実施形態に関して、フィラメント１４は、約０．０００８インチ〜約０．００４インチの横寸法または直径を有してもよい。場合によっては、伸長弾性フィラメント１４は、約０．０００５インチ〜約０．００５インチ、より具体的には、約０．００１インチ〜約０．００３インチ、およびある場合には、約０．０００４インチ〜約０．００２インチの外側横寸法または直径を有してもよい。異なるサイズのフィラメント１４を含む、いくつかのデバイス１０の実施形態に対して、透過シェル４０の大きなフィラメント４８は、約０．００１インチ〜約０．００４インチである横寸法または直径を有してもよく、小さなフィラメント５０は、約０．０００４インチ〜約０．００１５インチ、より具体的には、約０．０００４インチ〜約０．００１インチの横寸法または直径を有してもよい。加えて、小さなフィラメント５０と大きなフィラメント４８との間の横寸法または直径の差は、約０．００４インチ未満、より具体的には、約０．００３５インチ未満、さらにより具体的には、約０．００２インチ未満であってもよい。異なるサイズのフィラメント１４を含む透過シェル４０の実施形態に関して、透過シェル４０の大きなフィラメント４８の数に対する透過シェル４０の小さなフィラメント５０の数は、約２対１〜約１５対１、より具体的には、約２対１〜約１２対１、さらにより具体的には、約４対１〜約８対１であってもよい。

図４に示されるように、透過シェル４０の拡張した弛緩状態は、近位ハブ６８が拘束状態にあるよりも遠位ハブ６６の近くに配置されるように、拘束状態に対して軸方向に短縮された構成を有する。ハブ６６および６８の両方は、デバイスの長手軸４６に対して実質的に同軸に配置され、各フィラメント要素１４は、各端部に逆屈曲を伴う、近位および遠位ハブ６６および６８の間に滑らかな弧を形成する。いくつかの実施形態に関して、展開された弛緩状態にある透過シェル４０の近位および遠位ハブ６６および６８の間の長手方向間隔は、拘束された円筒状態にある近位および遠位ハブ６６および６８の間の長手方向間隔の約２５％〜約７５％であってもよい。近位および遠位端３２および３４の間にあるフィラメント１４の弧は、各フィラメント１４の中間部分が、第１の横寸法より実質的に大きい第２の横寸法を有するように、構成されてもよい。

いくつかの実施形態に関して、透過シェル４０は、約０．２ｍｍ〜約２ｍｍの折り畳んだ半径方向に拘束した状態での第１の横寸法、および約４ｍｍ〜約３０ｍｍの弛緩した拡張状態での第２の横寸法を有してもよい。いくつかの実施形態に関して、拡張状態にある透過シェル４０の第２の横寸法は、第１の横寸法の約２倍〜約１５０倍、より具体的には、第１または拘束横寸法の約１０倍〜約２５倍であってもよい。弛緩した拡張状態にある透過シェル４０の近位端３２と遠位端３４との間の長手方向間隔は、拘束された円筒状態である近位端３２と遠位端３４との間の間隔の約２５％〜約７５％であってもよい。いくつかの実施形態に関して、弛緩した拡張状態にある透過シェル４０の主要横寸法は、約４ｍｍ〜約３０ｍｍ、より具体的には、約９ｍｍ〜約１５ｍｍ、さらにより具体的には、約４ｍｍ〜約８ｍｍであってもよい。

透過シェル４０のフィラメント１４の弧形部分は、図６に示されるように、透過シェル４０の端部の近傍に、第１のまたは外半径８８、および第２のまたは内半径９０を伴う、正弦様形状を有してもよい。この正弦様または多曲線形状は、血管欠陥に隣接する親血管の中の流れの閉鎖を低減してもよい、近位端３２の中に陥凹部を提供してもよい。いくつかの実施形態に関して、透過シェル４０の第１の半径８８および第２の半径９０は、約０．１２ｍｍ〜約３ｍｍであってもよい。いくつかの実施形態に関して、近位端３２と遠位端３４との間の距離は、いくつかの実施形態に関する透過シェル４０の全体的長さの約６０％未満であってもよい。そのような構成により、デバイス１０が遠位端３４で抵抗を受けるときに、遠位端３４が近位端３２に向かって下方に曲がることが可能になってもよく、従って、長手方向の順応が提供されてもよい。フィラメント１４は、いくつかの実施形態では、約２ｍｍよりも大きい距離にわたる湾曲を伴わない部分がないように成形されてもよい。従って、いくつかの実施形態に関して、各フィラメント１４は、実質的に連続的な湾曲を有してもよい。この実質的に連続的な湾曲は、平滑展開を提供してもよく、血管穿孔の危険性を低減してもよい。いくつかの実施形態に関して、端部３２または３４のうちの１つは、他方の端部より長手方向もしくは軸方向に順応であるように、他方より大きい程度まで後退させられるか、または裏返されてもよい。

いくつかの実施形態に関して、透過シェル４０の第１の半径８８および第２の半径９０は、約０．１２ｍｍ〜約３ｍｍであってもよい。いくつかの実施形態に関して、近位端３２と遠位端３４との間の距離は、拡張した透過シェル４０の全体的長さの約６０％より大きくてもよい。従って、内面間の最大長手方向距離は、外面の長手方向長さまたはデバイス１０の全体的長さの約６０％〜約９０％あってもよい。近位端３２および遠位端３４におけるハブ６６ならびに６８の間の間隙は、デバイス１０が遠位端で抵抗を受けるときに、遠位ハブ６６が近位ハブ６８に向かって下向きに曲がることを可能にしてもよく、従って、長手方向の順応を提供する。フィラメント１４は、約２ｍｍよりも大きい距離にわたる湾曲を伴わない部分がないように成形されてもよい。従って、いくつかの実施形態に関して、各フィラメント１４は、実質的に連続的な湾曲を有してもよい。この実質的に継続する湾曲は、平滑展開を提供してもよく、血管穿孔の危険性を低減してもよい。遠位端３４は、透過シェル４０の遠位端部分が、近位端部分より半径方向に順応性であってもよいように、近位端３２より大きい程度まで後退させられるか、または裏返されてもよい。遠位端部分の順応性は、不規則形状の動脈瘤または他の血管欠陥へのより優れたデバイスの一致を提供してもよい。デバイスの凸面は、血管部位の湾曲に順応するように、凹面を形成して内方に曲がってもよい。

図１０は、近位ハブ６８の外側リングによって拘束され、緊密に詰められた、２つの異なるサイズのフィラメント１４を伴うデバイス１０の近位ハブ６８内に配置されたフィラメント１４の拡大図を示す。テザー部材７２は、随意に、フィラメント１４の中間部分内に、または図６に示されるようにフィラメント１４の近位端６０の近位にある近位ハブ６８の空洞７０内に配置されてもよい。テザー７２の遠位端は、近位ハブ６８の近位肩部分９４によって形成される近位ハブ６８の空洞７０の中で機械的に捕捉される、その遠位端に形成される結び目９２で固定されてもよい。テザー７２の結び目遠位端９２はまた、空洞７０内でのテザー７２の遠位端の接着またはポッティングによって、随意に、機械的圧縮、接着結合、溶接、はんだ付け、ろう付け、または同等物を用いてフィラメント１４の近位端６０の間で固定されてもよい。図６に示されるテザー７２の実施形態は、接着剤で近位ハブ６８の空洞にポッティングされた、結び目遠位端９２を有する。そのようなテザー７２は、図１１および図２３−２６に示されるように、デバイス１０を展開するために使用される送達装置１１０の一部であり得る、溶解可能、切断可能、または解放可能なテザーであってもよい。図１０はまた、近位ハブ６８の外側リング内で相互に対して定位置に大きなおよび小さなフィラメント４８および５０を固定するように構成され得る、近位ハブ６８内に配置され、それによって拘束された、大きなフィラメント４８および小さなフィラメント５０も示す。

図７および８は、患者の血管系の処置のためのデバイス１０の透過シェル４０の編組フィラメント１４のいくつかの構成実施形態を図示する。各実施形態の編組構造は、各隣接フィラメントセグメントに接触する円形形状１００を伴い、織物または編組構造の細孔６４内に配置される円形形状１００とともに示されている。細孔開口部サイズは、編組のフィラメント要素１４のサイズ、相互に対する角度重複フィラメントの作り、および編組構造の１インチあたりの打ち込み本数によって、少なくとも部分的に決定されてもよい。いくつかの実施形態に関して、セルまたは開口部６４は、図７に示されるように、伸長した実質的に菱形の形状を有してもよく、透過シェル４０の細孔または開口部６４は、図８に示されるように、デバイス１０の中間部分３０に向かって実質的により正方形の形状を有してもよい。菱形の細孔または開口部６４は、特にハブ６６および６８の近傍の幅よりも実質的に大きい長さを有してもよい。いくつかの実施形態では、幅に対する菱形の細孔または開口部の長さの比は、いくつかのセルについては、３対１の比を超えてもよい。菱形開口部６４は、幅よりも大きい長さを有してもよく、従って、１より大きい長さ／幅として定義されるアスペクト比を有する。ハブ６６および６８の近傍の開口部６４は、図７に示されるようなハブからさらに遠いものよりも実質的に大きいアスペクト比を有してもよい。ハブに隣接する開口部６４のアスペクト比は、約４対１よりも大きくてもよい。最大直径付近の開口部６４のアスペクト比は、いくつかの実施形態に関して、約０．７５対１〜約２対１であってもよい。いくつかの実施形態に関しては、透過シェル４０の中の開口部６４のアスペクト比は、約０．５対１〜約２対１であってもよい。

開口部６４を囲むフィラメント１４を変位させるかまたは歪めることなく、透過シェル４０の編組構造の開口部６４内に配置され得る、最大円形形状１００によって画定される細孔サイズは、いくつかの実施形態に関して、約０．００５インチ〜約０．０１インチ、より具体的には、約０．００６インチ〜約０．００９インチ、さらにより具体的には、約０．００７インチ〜約０．００８インチまでのサイズに及んでもよい。加えて、デバイス１０の透過シェル４０の隣接するフィラメント１４の間に形成される、開口部６４のうちの少なくともいくつかは、血栓臨界速度を下回る速度でのみ、開口部６４のみを通る血流を可能にするように構成されてもよい。いくつかの実施形態に関して、透過シェル構造４０の中の最大開口部６４は、血栓臨界速度を下回る速度でのみ、開口部６４のみを通る血流を可能にするように構成されてもよい。上記で議論されるように、細孔サイズは、いくつかの実施形態に関して、約０．０１６インチ未満、より具体的には、約０．０１２インチ未満であってもよい。いくつかの実施形態に関して、隣接するフィラメント１４の間に形成される開口部６４は、約０．００５インチ〜約０．０４インチであってもよい。

図１２−１５を参照すると、図１１の送達システム１１２の送達装置１１０の実施形態が、より詳細に示されている。装置１１０は、図１２に示されるように、装置１１０の近位端１１６から装置１１０の遠位部１１８まで延在する、伸長コアワイヤ１１４を含む。コアワイヤ１１４は、図１１に示されるように、送達システム１１２のマイクロカテーテル６１の内側管腔１２０を通して、患者の血管系の処置のための拘束されたデバイス１０を押すのに十分な支柱強度を提供するように構成される。コアワイヤ１１４はまた、マイクロカテーテル６１の外側の位置から、およびマイクロカテーテル６１の内側管腔１２０内で軸方向に、デバイス１０を引き抜くか、または近位に後退させるのに十分な引張強度も有する。近位ハブ６８から近位に延在するテザー７２は、テザー７２の一部分およびコアワイヤ１１４の遠位区分上に配置され、図１３に示されるように両者上で収縮される長さの収縮可能管類１２２を用いてコアワイヤ１１４の遠位端に固定されるが、任意の他の好適な固定手段が使用されてもよい。

第１の導体１２６および第２の導体１２８に電気的に連結される加熱コイル１２４は、テザー７２の最遠位部分上に配置される。加熱コイル１２４はまた、熱遮蔽としての役割を果たす働きをし、加熱コイル１２４から送達装置１１０の周囲にある患者の血流等の環境の中への熱の漏出を最小限化する、熱収縮管類１２２の遠位にある加熱コイル１２４上に配置される、所定長さのポリマー管類１３０で覆われてもよい。一旦、熱収縮管類１２２および絶縁ポリマー管類１３０が、装置１１０の遠位部１１８に固定されると、熱収縮管類１２２の近位に配置されたテザー７２の近位部分は、図１３に示されるように切り取られてもよい。次いで、送達装置１１０の遠位端１３４から装置１１０の近位区分１３６まで延在するオーバーコイル１３２が、加熱コイル１２４、コアワイヤ１１４、テザー７２、第１の導体１２６、および第２の導体１２８上に配置されてもよく、これらの要素をともに保持し、低摩擦外面を生成し、送達装置１１０の望ましい可撓性を維持する。装置１１０の近位区分１３６は、それぞれ図１５に示されるように、コアワイヤ１１４の近位区分１３６の周囲で円周方向に配置され、そこから絶縁され、第１の導体１２６および第２の導体１２８に電気的に連結される、第１の接点１３８および第２の接点１４０の遠位に配置されるオーバーコイル１３２の近位末端を含む。

加熱コイル１２４は、装置１１０の近位区分１３６で第１の接点１３８および第２の接点１４０に連結される電気エネルギー源１４２から、第１の導体１２６および第２の導体１２８を通して供給される電流を受容するように構成されてもよい。加熱コイル１２４を通過させられる電流は、テザー７２を融解させ、デバイス１０の展開時にそれを切断するよう、テザー材料７２の融点以上の温度までヒータコイルを加熱する。

送達装置１１０の実施形態は、概して、送達システム１１２に使用されるマイクロカテーテル６１の全体的長さよりも大きい長さを有してもよい。この関係により、医師によってその操作が可能となるように、以下で議論される図１７に示されるように、マイクロカテーテル６１の近位端１５０から延在する十分な長さを有する一方で、送達装置１１０がその遠位端に固定されるデバイス１０に沿って、マイクロカテーテル６１の内側管腔１２０の遠位ポートから延在することが可能となる。いくつかの実施形態に関して、送達装置１１０の長さは、約１７０ｃｍ〜約２００ｃｍであってもよい。コアワイヤ１１４は、ステンレス鋼、ＮｉＴｉ合金、または同等物等の任意の好適な高強度材料から作られてもよい。コアワイヤ１１４の実施形態は、約０．０１０インチ〜約０．０１５インチの外径または横寸法を有してもよい。オーバーコイル１３２は、約０．０１８インチ〜約０．０３インチの外径または横寸法を有してもよい。図１２−１５に示された装置１１０の実施形態は、導体対を通過させられる電気エネルギーによって起動されるが、加熱コイル１２４等の遠位加熱部材または要素を遠隔で加熱して、テザー７２の遠位部分を切断するために、光ファイバを通過させられる光エネルギーを利用する同様の構成または任意の他の好適な配置を使用することができる。加えて、本明細書で議論される患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態１０のうちのいずれかにも使用され得る、他の送達装置の実施形態が議論され、本明細書に組み込まれる。

他の送達および位置決めシステムの実施形態は、送達装置の全長に沿ってトルクを伝達させることなく、患者の血管系の体内での処置のためのデバイスを回転させる能力を提供してもよい。デバイス１０の送達および位置決めのためのいくつかの実施形態は、参照することによってその全体として組み込まれる、共に所有の所有国際出願第ＰＣＴ／ＵＳ２００８／０６５６９４号で説明される。送達および位置決め装置は、デバイスの回転位置決めを可能にする、遠位回転部材を含んでもよい。送達および位置決め装置は、装置の全長に沿ったトルクの伝達なしに、体内でインプラントを回転させる遠位回転部材を含んでもよい。随意に、送達システムはまた、近位端と遠位回転可能端部との間の中間部分の中でのトルクの伝達なしに、インプラントを回転させてもよい。送達および位置決め装置は、患者の血管系の処置のためのデバイスの任意の好適な部分に、解放可能に固定されてもよい。

本明細書で議論されるデバイスの実施形態は、ガイドワイヤまたはガイドワイヤ様構造等の、任意の好適な可撓性の伸長送達装置またはアクチュエータから解放可能であってもよい。そのような送達装置からのデバイスの実施形態の解放は、上記で議論されるような熱機構、電解機構、水圧機構、形状記憶材料機構、または血管内インプラント展開の技術で公知である任意の他の機構によって起動されてもよい。

患者の血管系内の塞栓デバイスまたはステントの展開等の処置デバイスの展開および解放のための実施形態は、押込器または他の送達装置部材の遠位部分への解放可能な接続を介して、そのようなデバイスを接続するステップを含んでもよい。処置デバイス１０は、上記でテザーと呼ばれてもよい、フィラメントテザー７２、紐、糸、ワイヤ、縫合糸、繊維、または同等物によって、装置の遠位部分に着脱可能に載置されてもよい。テザー７２は、モノフィラメント、桿、リボン、中空管、または同等物等の形態であってもよい。テザーのいくつかの実施形態は、約０．０５ｍｍ〜０．２ｍｍの直径または最大厚さを有してもよい。テザー７２は、約０．５ｋｇ〜５ｋｇの最大引張荷重に耐えることができるように構成されてもよい。いくつかの実施形態に関して、いくつかの塞栓デバイスよりも実質的に大きくあり得る、展開されているデバイス１０の質量に起因して、いくつかの公知の着脱デバイスは、本明細書で議論されるいくつかの実施形態に使用されるのに十分な引張強度が不足している場合がある。従って、約１５ニュートンより大きい「破断時の荷重」を有する、いくつかのテザーの実施形態のための小さな超高強度繊維を使用することが望ましくあり得る。いくつかの実施形態に関して、Ｒｏｙａｌ ＤＳＭ（Ｈｅｅｒｌｅｎ，Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ）から市販されているＤｙｎｅｅｍａ Ｐｕｒｉｔｙとして知られる材料から作られるテザーが、使用されてもよい。

テザー７２は、処置デバイスの解放を引き起こす加熱要素への電流等のエネルギーの入力によって切断されてもよい。いくつかの実施形態に関して、加熱要素は、白金−タングステン合金等の高い電気抵抗率を伴うワイヤのコイルであってもよい。テザー部材は、加熱要素を通過するか、または加熱要素に隣接して位置付けられてもよい。加熱器は、着脱の間、周囲組織への熱損傷の可能性を低減するために断熱を提供するように、送達装置の遠位部分内に実質的に拘束されてもよい。別の実施形態では、電流は加熱要素として機能もするテザーを通過してもよい。

多くの材料が、ポリマー、金属、およびそれらの複合材料を含む、テザー７２の実施形態を作製するために使用されてもよい。テザーに有用であり得る材料の１つのクラスは、ポリオレフィン、ポリエチレン等のポリオレフィンエラストマー、ポリエステル（ＰＥＴ）、ポリアミド（ナイロン）、ポリウレタン、ポリプロピレン、ＰＥＢＡＸまたはＨｙｔｒｅｌ等のブロック共重合体、およびエチレンビニルアルコール（ＥＶＡ）等のポリマー、もしくは、シリコーン、ラテックス、およびＫｒａｔｏｎ等のゴム状物質を含む。場合によっては、ポリマーはまた、その引張強度および溶融温度を操作するように、放射線を用いて架橋結合されてもよい。テザーの実施形態に使用されてもよい材料の別のクラスは、ニッケル−チタン合金（ニチノール）、金、白金、タンタル、および鋼等の金属を含んでもよい。テザー構築に有用であり得る他の材料は、高い性能特性を提供してもよく、高度に不活性の液晶高分子（ＬＣＰ）である全芳香族ポリエステルポリマーを含む。市販されているＬＣＰポリマーは、株式会社クラレ（Ｔｏｋｙｏ， Ｊａｐａｎ）により生成されているＶｅｃｔｒａｎである。材料の選択は、溶融温度または軟化温度、着脱に使用される電力、および体の処置部位に依存してもよい。テザーは、圧着、溶接、糸結び、はんだ付け、接着結合、または当技術分野で公知である他の手段によって、インプラントおよび／または押込器に接合されてもよい。

また、図１０に関して上記で詳述されるようなフィラメントおよび近位ハブの構築の多くの変化例が、患者の血管系の処置のためのデバイス１０の有用な実施形態に使用されてもよいことにも留意されたい。図１６は、近位ハブ構成の横断面における拡大図を示す。示された実施形態では、フィラメント１４は、近位ハブ６８の外側リングによって拘束され、緊密に詰められたフィラメント１４を伴うデバイス１０の近位ハブ６８または端部分内に配置される。テザー部材７２は、フィラメント１４の中間部分内、またはフィラメント１４の近位端６０の近位にある近位ハブ６８の空洞内に配置されてもよい。そのようなテザー７２は、デバイスを展開するために使用される、上記で議論されるような解放装置の一部であり得る、溶解可能、切断可能、または解放可能なテザーであってもよい。

図１６は、近位ハブ６８の内面によって緊密に詰められ、半径方向に拘束され得るフィラメントの構成を示す、近位ハブ６８の実施形態を横断面で図示している。いくつかの実施形態では、そのようなフィラメント１４から形成される透過シェル４０の編組または織物構造は、多数の小さなフィラメントを使用して構築されてもよい。フィラメント１４の数は、１２５より大きくてもよく、また、約８０本のフィラメント〜約１８０本のフィラメントであってもよい。上記で議論されるように、いくつかの実施形態に関するフィラメント１４の総数は、約７０本のフィラメント〜約３００本のフィラメント、より具体的には、約１００本のフィラメント〜約２００本のフィラメントであってもよい。いくつかの実施形態では、透過シェル４０の編組構造は、フィラメント１４の２つまたはそれを上回るサイズで構築されてもよい。例えば、構造は、構造的な支持を提供するいくつかのより大きなフィラメントと、望ましい細孔サイズおよび密度を提供し、するいくつかのより小さなフィラメントとを有し、従って、場合によっては、血栓臨界速度を達成する流れ抵抗を有してもよい。いくつかの実施形態に関して、透過シェル４０の小さなフィラメント５０は、いくつかの実施形態に関しては約０．０００６インチ〜約０．００２インチ、他の実施形態では約０．０００４インチ〜約０．００１インチの横寸法または直径を有してもよい。大きなフィラメント４８は、いくつかの実施形態では約０．００１５インチ〜約０．００４インチ、他の実施形態では約０．００１インチ〜約０．００４インチの横寸法または直径を有してもよい。フィラメント１４は、１本ずつ上下交互の構造（図７および８に示される）または補助的な織り方、すなわち、１本を上回る縦糸が１本もしくはそれを上回る横糸と織り合わさる、平織りで編組されてもよい。ピックカウントは、１インチあたり約２５ピック〜２００ピック（ＰＰＩ）の間で変化してもよい。

いくつかの実施形態に関して、透過シェル４０またはその部分は、多孔性であってもよく、液体に対して高度に透過性であってもよい。１２０ｍｍＨｇの圧力で測定されるときに、典型的には２，０００ｍｌ／分／ｃｍ^２を下回る水浸透率を有する、大部分の血管補綴ファブリックまたはグラフトとは対照的に、本明細書で議論されるいくつかの実施形態の透過シェル４０は、約２，０００ｍｌ／分／ｃｍ^２よりも大きい、場合によっては約２，５００ｍｌ／分／ｃｍ^２よりも大きい、水浸透率を有してもよい。いくつかの実施形態に関して、透過シェル４０またはその部分の水浸透率は、１２０ｍｍＨｇの圧力で測定されるときに、約２，０００ｍｌ／分／ｃｍ^２〜１０，０００ｍｌ／分／ｃｍ^２、より具体的には、約２，０００ｍｌ／分／ｃｍ^２〜約１５，０００ｍｌ／分／ｃｍ^２であってもよい。

デバイスの実施形態およびその構成要素は、金属、ポリマー、生物材料、ならびにその複合材料を含んでもよい。好適な金属は、ジルコニウムベースの合金、コバルト−クロム合金、ニッケル−チタン合金、白金、タンタル、ステンレス鋼、チタン、金、およびタングステンを含む。潜在的に好適なポリマーは、アクリル樹脂、絹、シリコーン、ポリビニルアルコール、ポリプロピレン、ポリビニルアルコール、ポリエステル（例えば、テレフタル酸ポリエチレンまたはＰＥＴ）、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ポリカーボネートポリウレタン（ＰＣＵ）、およびポリウレタン（ＰＵ）を含むが、それらに限定されない。デバイスの実施形態は、身体によって分解するか、もしくは吸収または侵食される材料を含んでもよい。生体再吸収性（例えば、分解し、細胞、組織、または体内の他の機構によって吸収される）もしくは生体吸収性（生体再吸収性に類似）材料が使用されてもよい。代替として、生体侵食性（例えば、細胞活性または他の生理的分解機構によって、周囲組織液との接触によって経時的に侵食されるか、または分解する）、生体分解性（例えば、体内の酵素または加水分解作用、もしくは他の機構によって、経時的に分解する）、または溶解性材料が採用されてもよい。これらの用語のそれぞれは、交換可能であると解釈される。生体吸収性ポリマー。潜在的に好適な生体吸収性材料は、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリ−Ｌ−ラクチド（ＰＬＬＡ）等のポリ（α−ヒドロキシ酸）、ポリ−Ｄ−ラクチド（ＰＤＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、ポリジオキサノン、ポリカプロラクトン、ポリグルコネート、ポリ乳酸−ポリエチレンオキシド共重合体、変性セルロース、コラーゲン、ポリ（ヒドロキシ酪酸）、ポリ酸無水物、ポリリン酸エステル、ポリ（アミノ酸）、または関連共重合体材料を含む。吸収性複合繊維は、約２０％のポリカプロラクトン（ＰＣＬ）を伴う上記共重合体の混合物から成るマトリクス材料を伴う、約１８％グリコール酸および約８２％乳酸の共重合体から作製される強化繊維を組み合わせることによって、作製されてもよい。

本明細書で議論される好適なデバイス１０の実施形態のうちのいずれかにおいて、透過シェル構造４０は、血管または他の脈管部位内でデバイスの固定化を促進するように、１つまたはそれを上回る固定化要素もしくは表面を含んでもよい。固定化要素は、フック、鉤部、突起、細孔、微細特徴、模様付け、生体接着剤、またはそれらの組み合わせを含んでもよい。支持構造の実施形態は、複数部分が除去される金属の管から製造されてもよい。材料の除去は、レーザ、放電加工機（ＥＤＭ）、光化学エッチング、および従来の機械技術によって成されてもよい。説明した実施形態のうちのいずれかにおいて、支持構造は、血管ステント製造の技術にある通り、複数のワイヤで構築され、材料のシートから切られるか、またはエッチングされ、管から切られるか、またはエッチングされ、もしくはそれらの組み合わせであってもよい。

透過シェル４０の実施形態は、少なくとも一部において、ワイヤ、リボン、または他のフィラメント要素１４から形成されてもよい。これらのフィラメント状要素１４は、円形、楕円形、卵形、正方形、長方形、または三角形の断面を有してもよい。透過シェル４０の実施形態はまた、従来の機械加工、レーザ切断、放電加工機（ＥＤＭ）、または光化学加工（ＰＣＭ）を使用して形成されてもよい。金属からできている場合、これは金属管またはシート材料のいずれかから形成されてもよい。透過シェル実施形態４０は、それらの形状を維持するように熱成形されてもよい。いくつかの実施形態では、これは、約５００℃の温度で行われてもよい。

本明細書で議論されるデバイスの実施形態１０は、神経血管の進行決定および処置の技術において公知である種類のマイクロカテーテル６１等のマイクロカテーテル６１を含む、送達および位置決めシステム１１２から送達され、展開されてもよい。患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態１０は、送達および展開のために、マイクロカテーテル６１の内側管腔１２０等の管または他の半径方向の拘束によって、弾性的に折り畳まれ拘束されてもよい。マイクロカテーテル６１は、概して、大腿動脈または上腕動脈等の末梢血管にアクセスする小切開１５２を通して挿入されてもよい。マイクロカテーテル６１は、蛍光透視法下で、または他の好適な先導方法によって、ガイドワイヤ１５９上を、患者の身体１５６の外側の位置から所望の処置部位１５４へ送達されるか、または別様に進められてもよい。ガイドワイヤ１５９は、場合によっては、マイクロカテーテル６１の内側管腔１２０を通して送達システム１１２の送達装置１１０に固定される、デバイス１０の挿入を可能にするように、そのような手技の間に除去されてもよい。図１７は、図１８に示されるような血管欠陥１６０の処置を受ける患者１５８の概略図を図示する。アクセスシース１６２は、アクセスシース１６２内に配置されたマイクロカテーテル６１および送達装置１１０を含む送達システム１１２を伴って、患者１５８の橈骨動脈１６４内または大腿動脈１６６内のいずれかに配置されて示されている。送達システム１１２は、患者の脳の中の血管欠陥１６０に隣接して、患者の脳の血管系の中へ遠位に延在して示されている。

血管欠陥１６０への経皮アクセスを達成するために、大腿動脈１６６、橈骨動脈１６４、および同等物等の動脈を含む、患者の種々の血管へのアクセスが確立されてもよい。概して、患者１５８は、手術のために準備され、アクセス動脈は、小さい外科的切開１５２を経由して露出され、管腔へのアクセスは、拡張器または一連の拡張器が、その上で血管を拡張し、導入シース１６２が血管の中に挿入されることを可能にするワイヤを配置するために導入針が使用される、Ｓｅｌｄｉｎｇｅｒを使用して獲得される。これにより、デバイスを経皮的に使用することが可能となる。定位置にある導入シース１６２とともに、ガイドカテーテル１６８は、次いで、進入部位から処置される標的部位１５４近傍の領域までの、安全な通路を提供するために使用される。例えば、人間の脳の中の部位を処置する際には、大腿動脈の進入部位１５２から大動脈弓を通って心臓の周囲に延在する大動脈を通って上へ、および頸動脈１７０等の大動脈の上側から延在する動脈のうちの１つを通って下流へ延在し得る、ガイドカテーテル１６８が選択され得る。典型的には、ガイドワイヤ１５９および神経血管マイクロカテーテル６１は、次いで、誘導カテーテル１６８を通して配置され、マイクロカテーテル６１の遠位端１５１が動脈瘤等の標的血管欠陥１６０に隣接して、またはその中に配置されるまで、患者の血管系を通して前進させられる。神経血管使用のための例示的ガイドワイヤ１５９は、Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃによって製作されるＳｙｎｃｈｒｏ２（登録商標）、およびＭｉｃｒｏＶｅｎｔｉｏｎ Ｔｅｒｕｍｏによって製作されるＧｌｉｄｅｗｉｒｅ Ｇｏｌｄ Ｎｅｕｒｏ（登録商標）を含む。典型的なガイドワイヤサイズは、０．０１４インチおよび０．０１８インチを含んでもよい。一旦、カテーテル６１の遠位端１５１が、大抵、放射線性不透過性マーカー材料および蛍光透視法の使用を通して、その遠位端を設置することによって、上記部位に位置付けられると、カテーテルはクリアされる。例えば、ガイドワイヤ１５９は、マイクロカテーテル６１を位置付けるために使用されている場合、カテーテル６１から引き抜かれ、次いで、インプラント送達装置１１０がマイクロカテーテル６１を通して前進させられる。

本明細書で議論されるデバイス１０の実施形態の送達および展開は、図１１に示されるように、半径方向に拘束された長手方向に柔軟な状態に、デバイス１０を最初に圧縮することによって実行されてもよい。デバイス１０は、次いで、マイクロカテーテル６１内に配置されている間に、所望の処置部位１５４へ送達され、次いで、マイクロカテーテル６１の遠位端１５１から駆出されるか、そうでなければ展開されてもよい。他の方法の実施形態では、マイクロカテーテル６１は、最初に、ガイドワイヤ１５９上で、または他の好適な進行決定技術によって、所望の処置部位１５４へと進行させられてもよい。マイクロカテーテル６１の遠位端は、マイクロカテーテル６１の遠位ポートが、処置される血管欠陥１６０に向かって指向されるか、またはその内側に配置され、ガイドワイヤ１５９が引き抜かれるように位置付けられてもよい。好適な送達装置１１０に固定されるデバイス１０は、次いで、半径方向に拘束され、マイクロカテーテル６１の内側管腔１２０の近位部分の中へ挿入され、内側管腔１２０を通して血管欠陥１６０へと遠位に前進させられてもよい。

一旦、血管欠陥１６０内に配置されると、デバイス１０は、次いで、血管欠陥１６０の一部分または血管欠陥１６０全体に及ぶか、もしくは一部に及ぶデバイスの透過シェル４０を伴う、拡張した弛緩状態または部分的弛緩状態を成すことを許可されてもよい。デバイス１０は、いくつかの実施形態に関して、一旦、マイクロカテーテル６１の遠位区分から駆出されると拡張した展開構成を成すように、エネルギー源の印加によって起動されてもよい。一旦、デバイス１０が所望の処置部位１５４で展開されると、次いで、マイクロカテーテル６１が引き抜かれてもよい。

本明細書で議論される患者の血管系の処置のためのデバイス１０のいくつかの実施形態は、特定の種類の患者の血管系の欠陥の処置を対象としてもよい。例えば、図１８を参照すると、通常は末端動脈瘤と呼ばれる動脈瘤１６０が、断面で示されている。末端動脈瘤は、典型的には、矢印１７２によって示される供給血管からの血流が、相互から離れて指向された２つまたはそれを上回る分枝血管に分かれる、患者の血管系の中の分岐で発生する。脳底動脈等の供給血管１７４からの血液の主流は、時々、血管が分岐する場所で血管に衝突し、動脈瘤嚢を形成する。末端動脈瘤は、動脈瘤１６０のプロフィールが、名目血管プロフィールに隣接して狭くなる、明確に画定された頸部構造を有してもよいが、他の末端動脈瘤の実施形態は、あまり画定されていない頸部構造を有してもよく、または頸部構造がなくてもよい。図１９は、名目血管区分の壁の一部が弱まり、名目血管の表面およびプロフィールから離れて膨張する嚢状構造の中に拡張する、典型的な漿果状動脈瘤１６０を断面で図示する。いくつかの漿果状動脈瘤は、図１９に示されるように、明確に画定された頸部構造を有してもよいが、その他は、あまり画定されていない頸部構造を有してもよく、またはいずれの構造もなくてもよい。図１９はまた、いくつかの随意的な手技を示し、ステント１７３または他の種類の支持部が、動脈瘤に隣接する親血管１７４の中に配置されている。また、マイクロカテーテル６１を通して動脈瘤１６０の中へ配置されている、塞栓材料１７６が示されている。ステント１７３および閉塞材料１７６の一方または両方は、患者の血管系の処置のためのデバイス１０の展開の前または後のいずれかに、そのように展開されてもよい。

患者の血管系の処置のためのデバイス１０の送達および展開の前に、処置する医師が、処置結果を最適化するように、適切なサイズのデバイス１０を選択することが望ましくあり得る。処置のいくつかの実施形態は、処置される血管部位または欠陥１６０の容量を推定するステップ、および血管部位または欠陥１６０の容量に対して、実質的に同一容量かもしくはわずかに大きいサイズの容量を伴う、デバイス１０を選択するステップを含んでもよい。閉塞される血管欠陥１６０の容量は、選択された領域の容量を計算するソフトウェアとともに、３次元血管造影法または他の同様の撮像技術を使用して決定されてもよい。過剰サイズの量は、測定された容量の約２％〜１５％であってもよい。非常に不規則な形状の動脈瘤等のいくつかの実施形態では、デバイス１０の容量を標準より小さくすることが望ましくあり得る。小葉または「娘動脈瘤」が容量から除外されてもよく、転帰に影響を及ぼすことなくデバイスによって部分的のみ充填され得る、切頂容量を画定する。そのような方法の実施形態はまた、血管欠陥１６０が、デバイスおよびその中に含まれる血液の組み合わせによって、容量的に実質的に充填されるように、デバイス１０を埋め込むステップまたは展開するステップを含んでもよい。デバイス１０は、血管欠陥容量の少なくとも約７５％、場合によっては約８０％が、デバイス１０およびその中に含まれる血液の組み合わせによって閉塞されるように、不規則形状の血管欠陥１６０に適応するに十分従順であるように構成されてもよい。

具体的には、いくつかの処置実施形態に関して、デバイス１０の展開後に、所望の順応度、半径方向力、および嵌合を達成するよう、横寸法が適正に過剰サイズであるデバイス１０を選択することが望ましくあり得る。図２０−２２は、血管欠陥１６０の最大横寸法の少なくとも約１０％、時には最大横寸法の最大約１００％だけ横寸法が最初に過剰サイズにされる、展開後の適正な嵌合のために、デバイス１０がどのように選択されてもよいかという概略図を図示する。いくつかの実施形態に関して、デバイス１０は、血管欠陥１６０の幅、高さ、または頸部直径に対して測定された寸法との関連で、少量（例えば、約１．５ｍｍ未満）過剰サイズとされてもよい。

図２０では、欠陥１６０のほぼ最大の内部寸法を示す水平矢印１８０および垂直矢印１８２を伴う、脳動脈瘤の形態の血管欠陥１６０が示されている。水平に延在する矢印１８０は、欠陥１６０の最大横寸法を示す。図２１では、血管欠陥１０の処置のためのデバイスの破線の輪郭１８４が、図２０の血管欠陥１６０に重ね合わせられて示されており、横寸法が約２０％過剰サイズとされるように選択されたデバイス１０が、その拘束されていない弛緩状態でどのように見えるかを図示する。図２２は、図２１の破線１８４によって示されるデバイス１０が、展開後にどのように血管欠陥１６０の内面に順応し得るかを図示し、それにより、弛緩した非拘束状態にあるデバイス１０の名目の横寸法は、血管欠陥１６０によってデバイス１０に及ぼされた内側半径方向力１８５によってわずかに拘束されている。それに応じて、デバイス１０のフィラメント１４、従って、それからできている透過シェル４０が一定の長さを有するため、デバイス１０は、図２２の下向きの矢印１８６によって示されるように、伸長し、欠陥１６０の内部容量をより良好に充填するよう、デバイス１０の軸または長手軸においてわずかに伸長形状を成している。

適切なサイズのデバイス１０が選択されると、次いで、送達および展開プロセスが進行してもよい。また、本明細書で議論されるデバイス１０の実施形態および送達システム１１２の実施形態の特性は、概して、欠陥１６０の中への初期展開後であるが、デバイス１０の着脱前に、デバイス１０の後退を可能にすることも留意されたい。従って、た欠陥１６０欠陥１６０内に嵌合した後に、異なるサイズのデバイス１０が好ましいと評価され、最初に展開されたデバイス１０を引き抜くか、または回収することも可能であって、望ましくあり得る。末端動脈瘤１６０の例が、断面で図２３に示されている。マイクロカテーテル６１等のカテーテルの先端１５１は、図２４に示されるように、血管部位または欠陥１６０（例えば、動脈瘤）の中へ、もしくはそれに隣接して前進させられてもよい。いくつかの実施形態に関して、塞栓コイルまたは他の血管閉塞性デバイスもしくは材料１７６（例えば、図１９に示されるような）が、随意に、デバイス１０を受容するための枠組を提供するように動脈瘤１６０内に配置されてもよい。加えて、ステント１７３が、本明細書で議論される患者の血管系の処置のためのデバイス（例えば、同様に図１９に示されるような）の送達前または送達中に、動脈瘤頸部を実質的に横断して、いくつかの動脈瘤の親血管１７４内に配置されてもよい。約０．０２０インチ〜約０．０２２インチの内側管腔直径を有する、好適なマイクロカテーテル６１の例は、Ｃｏｒｄｉｓ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎによって製造されるＲａｐｉｄ Ｔｒａｎｓｉｔ（登録商標）である。いくつかの好適なマイクロカテーテル６１の例は、Ｅｖ３ ＣｏｍｐａｎｙのＲｅｂｅｒ（登録商標）、Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ ＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎのＲｅｎｅｇａｄｅ Ｈｉ−Ｆｌｏｗ（登録商標）、およびＣｏｒｄｉｓ ＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎのＭａｓｓ Ｔｒａｎｓｉｔ（登録商標）等の、約０．０２６インチ〜約０．０２８インチの内側管腔直径を有するマイクロカテーテルを含んでもよい。約０．０３１インチ〜約０．０３３インチの内側管腔直径を有する好適なマイクロカテーテルは、Ｃｈｅｓｔｎｕｔ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ，Ｉｎｃ．のＭａｒｋｓｍｅｎ（登録商標）、およびＢａｉｔ ＥｘｔｒｕｓｉｏｎのＶａｓｃｏ（登録商標）を含んでもよい。約０．０３９インチ〜約０．０４１インチの内側管腔直径を有する、好適なマイクロカテーテル６１は、Ｂａｌｔ ＥｘｔｒｕｓｉｏｎのＶａｓｃｏ３５を含む。これらのマイクロカテーテル６１は、例示的実施形態としてのみ挙げられており、他の好適なマイクロカテーテルもまた、本明細書で議論される実施形態のうちのいずれかとともに使用されてもよい。

送達装置１１０からのデバイス１０の着脱は、デバイス１０の近位ハブ６８を送達装置１１０に固定するテザー７２を切断する、同様にエネルギー源１４２に連結されてもよい、送達システム１１２の近位端に配置される制御スイッチ１８８によって制御されてもよい。図１１に示されるように、マイクロカテーテル６１または他の好適な送達システム１１２内に配置されている間、透過シェル４０のフィラメント１４は、相互およびカテーテル６１の長手軸と実質的に平行な伸長非反転構成を成してもよい。一旦、デバイス１０がマイクロカテーテル６１の遠位ポートから押し出されるか、または半径方向拘束が別様に除去されると、次いで、フィラメント１４の遠位端６２が、図２５に示されるように、血管欠陥１６０内で球状反転構成を成すよう、相互に向かって軸方向に接触してもよい。

デバイス１０は、カテーテル管腔１２０が、送達中にデバイス１０の半径方向の拡張を拘束するように、マイクロカテーテル６１を通して挿入されてもよい。一旦、送達システム１１２の遠位先端または展開ポートが、血管欠陥１６０に隣接するか、もしくは血管欠陥１６０内の望ましい場所に位置付けられると、デバイス１０は、カテーテル６１の遠位端の外へ展開されてもよく、従って、デバイスが、図２５に示されるように半径方向に拡張し始めることを可能にする。デバイス１０が送達システム１１２の遠位端から出現すると、デバイス１０は、血管欠陥１６０内で拡張状態まで拡張するが、血管欠陥１６０の内面によって少なくとも部分的に拘束されてもよい。

完全展開時に、デバイス１０の半径方向の拡張は、図２６に示されるように、血管欠陥１６０に隣接する患者の血管系の流れ、圧力、または両方から血管欠陥１６０を少なくとも部分的に隔離するように、デバイス１０を血管欠陥１６０内で固定し、また、開口部１９０（例えば、動脈瘤頸部）の少なくとも一部分を横断して透過シェル４０を展開する働きをしてもよい。特に頸部領域１９０の中でのデバイス１０の順応は、向上した密封を提供してもよい。

いくつかの実施形態について、一旦展開されると、透過シェル４０は、流体の流れを実質的に遅くし得、そして血管部位中への流れを妨害し、そしてそれ故、血管欠陥１６０内の圧力を低減する。いくつかの実施形態について、デバイス１０は実質的に血管欠陥１６０内に移植されてもよいが、しかしながら、いくつかの実施形態では、デバイス１０の一部は、欠陥開口部または頸部１９０中または分岐血管中に延在してもよい。

一旦、デバイス１０が血管欠陥の中で展開されると、欠陥の隔離、流れの減速、減圧、またはこれらの効果の任意の組み合わせが、デバイス１０の内部容積内、デバイス１０の外側、またはデバイス自体もしくはそのある構成要素の上で、血栓形成を引き起こし得る。場合によっては、患者の血管系の処置のためのデバイス１０の実施形態は、概して、フィラメント状要素１４を伴う実質的に管状の編組構造を編組し、編組管状構造を所望の形状に形成し、編組形成フィラメントを所望の形状に熱硬化することによって、製造されてもよい。そのように形成されると、次いで、伸長弾性フィラメント１４の端部は、上記で議論される方法のうちのいずれか、ならびに追加される近位および遠位ハブ６６ならびに６８によって、相互に対してともに固定されてもよい。

そのような編組プロセスは、自動機械製造によって実行されてもよく、または手動で行われてもよい。手動プロセスによる管状編組構造の編組のためのプロセスの実施形態は、図２７に示されている。複数の伸長弾性フィラメント１４は、拘束バンド２０４によって伸長円筒形の編組マンドレル２０２の一端で固定される。バンド２０４は、接着テープのバンド、ゴムバンド、環状クランプ、または同等物等の、マンドレル２０２に対してフィラメント１４の端部を固定した、任意の好適な構造を含んでもよい。固定された端部の反対側にあるフィラメント１４の緩い端部は、編組管状部材２０８の生成のための１本ずつ上下交互の編組パターンを達成するように、矢印２０６によって示されるような編組または織物パターンで操作されている。上記で議論されるように、１本ずつ上下交互の単純な編組パターンが示され、議論されているが、他の編組または織物パターンも使用されてもよい。別の編組構成の１つのそのような実施例は、２本が上で１本が下であるパターンを含んでもよい。図２８は、図２８の矢印２０６によって示されるように、編組プロセスが継続するにつれて、形状を成して長くなる、編組管状部材２０８を図示する。編組管状部材２０８が十分な長さを達成すると、編組マンドレル２０２から除去され、図２９および３０に示される成形固定具の実施形態等の成形固定具内に位置付けられてもよい。

図２９は、内部ボールマンドレル２１２の中央管腔および一対の対向陥凹端形部成端部形成マンドレル２１４を通って延在する内部桿マンドレル２１０上に配置された管状編組部材２０８とを示す。管状編組部材２０８はまた、内部ボールマンドレル２１２の外側表面上に、および端部形成マンドレル２１４のそれぞれの内側管腔内でも配置される。その陥凹端２１６を含んで、内部ボールマンドレル２１２の外側表面輪郭上に編組管状部材２０８を保持するために、編組管状部材２０８の内側表面が内部ボールマンドレル２１２の外側輪郭に対して保持され、定位置で固定されるように、端部形成マンドレル２１４は、内部ボールマンドレル２１２の陥凹端２１６に押し付けられ、かつそれに押し込まれるように構成される。内部ボールマンドレル２１２の外側表面に対して保持される編組管状構造２０８の内側表面を伴うこの固定具２２０全体は、次いで、編組管状部材２０８の弾性フィラメント１４が、中央ボールマンドレル２１２の外側輪郭を成すか、または別様に外側輪郭へと形状設定されるように、適切な熱処理を受けてもよい。いくつかの実施形態では、透過シェル４０のフィラメント状要素１４は、所望の形状で透過シェル４０を保持するように構成される固定具によって保持され、構造を形状設定するように約５〜１０分にわたって約４７５〜５２５℃まで加熱されてもよい。

中央ボールマンドレル２１２は、上記図３−６のデバイス１０の球状構成、または任意の他の好適な構成等の所望の形状およびサイズを有する、透過シェル４０を形成する、形状設定管状編組部材２０８を生成するよう、任意の所望の形状を有するように構成されてもよい。従って、中央ボールマンドレル２１２は、管状編組２０８の内側に配置されるハブ６６および６８の対向する側に陥凹を伴う球状のボールであってもよい。所望のデバイス形状を伴う空洞を形成するように組み立てられる、１つまたはそれを上回る部品を有する１つもしくは複数の金型が、端部形成マンドレル２１４と併せて、またはその代わりに使用されてもよい。一旦、熱硬化プロセスが完了すると、繊維、コーティング、表面処理が、結果として生じる透過シェル４０の構造のあるフィラメント、フィラメントの複数部分、またはその全てに加えられてもよい。さらに、デバイス処理のいくつかの実施形態に関して、透過シェル４０は、伸長フィラメント状要素１４の近位端６０および遠位端６２、またはそれぞれの近位ならびに遠位ハブ６６および６８を固定することによって、上記で議論されるように形成されてもよい。

図３０は、患者の血管系の処置のためのデバイスの透過シェル４０を形状設定するための固定具の別の実施形態を示す。図２９の固定具の実施形態２３０は、中央ボールマンドレル２１２の代わりに、内部管マンドレル２３２が、熱硬化プロセス中に編組管状部材２０８の形状を保つために外部管拘束具２３４と併せて使用される以外は、図３０の固定具の実施形態２２０と本質的に同じ様式で使用されてもよい。より具体的には、管状編組部材２０８は、内部管マンドレル２３２および一対の対向陥する凹端部形成マンドレル２１４の中央管腔を通って延在する内部桿マンドレル２１０上に配置される。管状編組部材２０８はまた、内部管マンドレル２３２の外面状に、および端部形成マンドレル２１４のそれぞれの内側管腔内でも配置される。

その陥凹端を含む、編組管状部材２０８を所望の形状に保つために、編組管状部材２０８の内側表面が内部管マンドレル２３２の外側輪郭に対して保持され、管マンドレル２３２の端部において定位置で固定されるように、端部形成マンドレル２１４は、内部管マンドレル２３２の陥凹端２３８に押し付けられ、かつそれに押し込まれるように構成される。

管マンドレル２３２の端部の間で、編組管状部材２０８は、外部管マンドレル２３４の内側表面に触れ、それによって半径方向に拘束されるまで、半径方向外向きに拡張する。その近位端および遠位端の間に配置される編組管状部材２０８の外側表面上の内側半径方向拘束と併せた、内部管マンドレル２３２の端部における編組管状部材２０８の軸方向拘束および固定の組み合わせは、デバイス１０の透過シェル４０に好適な所望の球状構成を生成するように構成されてもよい。

ここで再び、内部管マンドレル２３２の端部の外側表面に対して保持される編組管状構造２０８の端部の内側表面、および外部管部材２３４の内側表面２３３によって半径方向に拘束される編組管状部材２０８の外側表面を伴うこの固定具２３０全体は、次いで、適切な熱処理に供されてもよい。熱処理は、編組管状部材２０８の弾性フィラメント１４が、固定具２３０によって生成されるフィラメント１４の球状輪郭を成すか、もしくはそれに形状設定されるように、構成されてもよい。いくつかの実施形態では、透過シェル４０のフィラメント状要素１４は、所望の形状で編組管状部材２０８を保つように構成される固定具によって保持され、構造を形状設定するように約５〜１０分にわたって約４７５〜５２５℃まで加熱されてもよい。内部管マンドレル２３２および外部管部材２３４の内側表面２３３は、上記の図３−６のデバイスの球状構成、または任意の他の好適な構成等の所望の形状およびサイズを有する、透過シェル４０を形成する、形状設定環状編組部材２０８を生成するよう、任意の所望の形状を有するように構成されてもよい。

いくつかの実施形態に関して、材料が、フィラメント１４間の開窓、セル、または細孔６４のサイズを実質的に低減し、従って、その領域の空隙率を低減するように、デバイス１０の透過シェル４０のフィラメント１４に取り付けられてもよい。例えば、コーティングの実施形態は、小さい開窓またはセル、従って、透過シェル４０のより高い密度を生成するように、フィラメント１４の複数部分上で配置されてもよい。応答性ヒドロゲル等の活性材料が、液体と接触すると経時的に膨潤し、透過シェル４０の空隙率を低減するように、いくつかの実施形態の透過シェル４０の中へ取り付けられるか、もしくは組み込まれてもよい。

本明細書で議論されるデバイス１０の実施形態は、その性能、固定化、および／または生体適合性を強化する種々のポリマーでコーティングされてもよい。加えて、デバイス１０の実施形態は、ポリマー、金属、生物材料、およびそれらの複合材料を含むが、それらに限定されない、インプラントデバイスの分野で公知である種々の生体材料からできていてもよい。本明細書で議論されるデバイスの実施形態は、治癒を助長する細胞および／または他の生物材料を含んでもよい。本明細書で議論されるデバイスの実施形態はまた、１つまたはそれを上回る有益な薬剤、他の生物活性物質、もしくはその両方の、血液または周囲組織の中への溶出もしくは送達を提供するように構築されてもよい。

患者の血管系の処置のためのデバイス１０の透過シェル４０の実施形態は、複数の層を含んでもよい。第１のまたは外層は、血小板の凝集もしくは付着、従って、血塊および血栓を形成する傾向を最小限にするように、生物活性ならびに血液適合性の低い材料から構築されてもよい。随意に、外層は、コーティングされてもよく、または、ヘパリン等の抗血栓性剤、もしくは本明細書で説明されるか、または当技術分野で公知である他の抗血栓性剤を組み込んでもよい。第１の層に対して展開状態で血管欠陥に向かって配置される１つまたはそれを上回る内層は、より優れた生物活性を有し、および／または凝血を助長し、従って血管欠陥内の血塊およびデバイスの閉塞質量の形成を強化する、材料から構築されてもよい。生物活性を有し、および／または凝血を助長することが示されている、いくつかの材料は、絹、ポリ乳酸（ＰＬＡ）、ポリグリコール酸（ＰＧＡ）、コラーゲン、アルギン酸、フィブリン、フィブリノゲン、フィブロネクチン、メチルセルロース、ゼラチン、小腸粘膜下組織（ＳＩＳ）、ポリ−Ｎ−アセチルグルコサミン、およびそれらの共重合体または複合材料を含む。

本明細書で議論される実施形態で使用するために好適な生物活性剤は、体内で特定の作用を有するものだけでなく、非特異的作用を有するものも含んでもよい。特定の作用薬剤は、典型的には、血栓形成型および／またはコラーゲン、トロンビン、およびフィブロゲン（それぞれが、活性および費用の最適な組み合わせを提供してもよい）の形態だけでなく、エラスチンおよびｖｏｎ Ｗｉｌｌｅｂｒａｎｄ因子（より活性の低いおよび／またはより安価な薬剤である傾向にあってもよい）、ならびにこれらの薬剤のそれぞれの活性部分および領域を含む、タンパク質である。血管形成タンパク質は、典型的には、最終的に血塊形成へと至る事象のカスケードに関与する、血小板または酵素のいずれかとの特異的相互作用を用いて作用する。非特異的血栓形成作用を有する薬剤は、概して、正電荷を持つ分子、例えば、キトサン、ポリリジン、ポリ（エチレンイミン）、または１級、２級、または３級アミン、もしくは第４塩の形態の正電荷を持つ基を組み込むアクリミドまたはメタクリルアミドから重合したアクリル等の重合体分子、もしくは（トリドデシルメチルアンモニウムクロライド）等の非重合体薬剤である。正電荷を持つ止血薬は、血小板の表面上の負電荷と薬剤自身の正電荷との間のイオン相互作用を介した血小板の物理吸着を含む、非特異的機構によって血塊形成を助長する。

本明細書のデバイス１０の実施形態は、血栓、凝血、治癒、または他の塞栓形成性能の手法を助長もしくは阻害する、一部分、側面、または全表面上の表面処理もしくはコーティングを含んでもよい。表面処理またはコーティングは、合成的、生物的、もしくはそれらの組み合わせであってもよい。いくつかの実施形態に関して、透過シェル４０の内面の少なくとも一部分は、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、またはそれらの共重合体等の生分解性または生体再吸収性材料から作製される、表面処理もしくはコーティングを有してもよい。デバイスの塞栓形成性能を強化し得る、別の表面処理またはコーティング材料は、アルギン酸ベースの材料等の多糖類を含む。いくつかのコーティングの実施形態は、ＥＣＭタンパク質等の細胞外マトリックスタンパク質を含んでもよい。そのようなコーティングの一例は、Ｓｕｒｍｏｄｉｃｓ Ｉｎｃ．（Ｅｄｅｎ Ｐｒａｉｒｉｅ，ＭＮ．）から市販されているＦｉｎａｌｅ^ＴＭ Ｐｒｏｈｅａｌｉｎｇコーティングであってもよい。別の例示的なコーティングは、ＣｅｌｏＮｏｖｏ ＢｉｏＳｃｉｅｎｃｅｓ，Ｉｎｃ．（Ｎｅｗｎａｎ，Ｇａ）から市販されているＰｏｌｙｚｅｎｅ−Ｆであってもよい。いくつかの実施形態では、コーティングは、フィラメント１４の横寸法の約２５％未満の厚さで塗布されてもよい。

抗血小板剤は、アスピリン、糖タンパク質ＩＩｂ／ＩＩＩａ受容体阻害剤（アブシキシマブ、エプチフィバチド、チロフィバン、ラミフィバン、フラダフィバン、クロマフィバン、トキシフィバン、ＸＶ４５４、レフラダフィバン、クレルバル、ロトラフィバン、オルボフィバン、およびゼミロフィバンを含む）、ジピリダモール、アポ−ジピリダモール、ペルサンチン、プロスタサイクリン、チクロピジン、クロピドグレル、クロマフィバン、シロスタゾール、および一酸化窒素を含んでもよい。一酸化窒素を送達するために、デバイスの実施形態は、一酸化窒素を放出するポリマーを含んでもよい。デバイス１０の実施形態はまた、ヘパリン、低分子量ヘパリン、ヒルジン、ワルファリン、ビバリルジン、ヒルジン、アルガトロバン、フォルスコリン、キシメラガトラン、バピプロスト、プロスタサイクリンおよびプロスタサイクリン類似体、デキストラン、合成抗トロンビン、Ｖａｓｏｆｌｕｘ、アルガトロバン、エフェガトラン、ダニ抗凝固ペプチド、Ｐｐａｃｋ、ＨＭＧ−ＣｏＡ還元酵素阻害剤、ならびにトロンボキサンＡ２受容体阻害剤等の、抗凝血剤を送達するか、または含んでもよい。

いくつかの実施形態では、デバイス１０の透過シェル４０は、ナノスケール構造の材料またはその前駆物質（例えば、自己集合性ペプチド）を含み得る組成物でコーティングされてもよい。ペプチドは、ペプチドが生理条件下で自己集合することを可能にする、交互する親水性および疎水性モノマーを有してもよい。組成物は、一連のアミノ酸残基を含んでもよい。いくつかの実施形態では、透過シェルは、薄い金属膜材料を含んでもよい。薄膜金属は、スパッタ蒸着によって製造されてもよく、複数の層に形成されてもよい。薄膜は、ニチノールとしても知られるニッケル−チタン合金であってもよい。

場合によっては、嚢状動脈瘤は、図３１に示された矢印２５０によって示されるように、血液の略循環的流体力学を有してもよい。デバイス１０等の単層デバイスのシェルが、動脈瘤の中への血流を減速する一方で、血栓症および塞栓が内部多孔質構造によってさらに増進されてもよい。具体的には、循環的流れ２５０、特に、最高速度領域が、１つまたはそれを上回る多孔質層を通過することを強いられるように構成される構造は、相乗的処置効果を及ぼし、急速な血栓症を助長し得る。

図２３−２６に示された展開方法の実施形態に関して上記で論議されるように、一旦、患者の血管系の処置のための適正なサイズのデバイス１０が選択されると、送達および展開プロセスが行われてもよい。展開中、マイクロカテーテル６１の先端は、血管部位または欠陥１６０の中へ、またはそれに隣接して前進させられてもよい。患者の血管系の処置のためのデバイス１０は、カテーテル管腔が送達中にデバイスの半径方向の拡張を拘束するように、マイクロカテーテル６１を通して挿入されてもよい。一旦、送達システムの遠位先端または展開ポートが、血管欠陥１６０に隣接するか、または血管欠陥１６０内の望ましい場所に位置付けられると、デバイス１０は、カテーテルの遠位端の外へ展開されてもよく、従って、デバイスが、図２５に示されるように半径方向に拡張し始めることを可能にする。デバイスが送達システムの遠位端から出現すると、デバイス１０は、血管欠陥の内部容量内で拡張状態まで半径方向外向きに拡張する。展開時に、デバイス１０はまた、血管欠陥１６０の内面のサイズに対するデバイスのサイズ決定に応じて、血管欠陥１６０の内面によって少なくとも部分的に拘束されてもよい。完全展開時に、デバイス１０の半径方向の拡張は、デバイスを血管欠陥内で機械的に固定するように、血管欠陥の内面に対してデバイスの外面の外方への半径方向力を及ぼす働きをしてもよい。デバイス１０の展開は、血管欠陥に隣接する患者の血管系に由来する流量、圧力、または両方から血管欠陥を部分的に隔離する働きをしてもよい。

患者の血管欠陥または動脈瘤の処置のための本明細書で議論されるか、もしくは組み込まれるデバイスの実施形態のいずれかでは、デバイスは、１つまたはそれを上回る複合フィラメントを含んでもよい。複合フィラメント（例えば、ワイヤ）は、混合物または合金のいずれかにおいて、もしくは２つの材料が物理的に１つに組み込まれる複合構造において、複数の材料を含むフィラメントとして画定されてもよい。デバイスの中への少なくともいくつかの複合ワイヤの追加は、Ｘ線、蛍光透視法、磁気共鳴映像法、および同等物等の外部撮像下でデバイスの向上した可視性を提供してもよい。いくつかの実施形態では、複合ワイヤは、向上した機械的特性を提供してもよい。

いくつかの複合フィラメントの実施形態に関して、複合フィラメントは、図３２に示されるように、一方の材料を他方の材料の実質的に内側に伴って、同軸配列で配置されてもよい。そのような同軸複合ワイヤの１つの公知の加工方法は、延伸充填管の材料が組み合わせられ、それらの個々の機械的性質を保持する、延伸充填管ワイヤがある。延伸充填管ワイヤは、Ｆｔ．Ｗａｙｎｅ Ｍｅｔａｌｓ（Ｆｔ．Ｗａｙｎｅ，Ｉｎｄｉａｎａ）から市販されている。ある場合には、延伸充填管フィラメントを生産するためのプロセスは、内部充填ワイヤ３３２の外面３３４と外部管３３６の内面３３８との間の機械的結合が冶金学的に堅固であるように、極端な圧縮力を含んでもよい。場合によっては、それぞれ異なる材料の複数の外部管が、複数の材料の機械的性質を組み合わせるために、内部ワイヤおよび相互を覆って層状にされてもよい。そのような実施形態に関して、延伸充填管フィラメントは、２つ、３つ、４つ、５つ、またはそれを上回る外部管層を含んでもよい。いくつかの実施形態では、延伸充填管ワイヤは、外部管内で同心円状に配置され得る、外部ニチノール（ＮｉＴｉ）管および高度に放射線不透過性の充填ワイヤの組み合わせで形成される。充填ワイヤとして使用され得る当技術分野で公知の種々の放射線不透過性材料および金属は、金、白金、タンタル、ならびに同等物を含むが、それらに限定されない。ＮｉＴｉの外部および内部の高度に放射線不透過性の充填ワイヤを伴う複合材料の１つの利点は、デバイスが、その高度弾性または超弾性挙動を実質的に維持することができ、血液接触表面の大部分がニチノールのままとなることである。これは、機械的特性の適切な範囲を維持しながら、Ｘ線撮像下で実質的に向上した可視性を伴うデバイスを可能にする。

ある場合には、延伸充填管ワイヤまたはフィラメントの具体的構造は、血管欠陥の処置のためのデバイスの所望の性能特性を維持するために重要であり得る。より具体的には、組成の剛性、弾性、および放射線不透過性の平衡を保つことが重要であり得る。具体的には、白金等の延性放射線不透過性材料の内部ワイヤ３３２と、ＮｉＴｉ等の弾性または超弾性材料の外部管３３６とを含む、延伸充填管フィラメントの実施形態に関して、フィラメントの総断面積に対する内部ワイヤの断面積率の比の平衡を慎重に保つことが必要であり得る。そのような比は、充填比と称されてもよい。実施形態が外部管材料に対して過剰に少ない放射線不透過性または高度に放射線不透過性の内部管材料を含む場合、十分な放射線不透過性および可視性がない場合がある。一方で、実施形態が弾性外部管に対して過剰に多い内部ワイヤ材料を含む場合、延性放射線不透過性材料の機械的性質が、外部管材料の弾性性質を圧倒し得、フィラメントが、圧縮等の後に硬化しやすく、恒久的変形をもたらし得る。いくつかの実施形態に関して、所望の複合または延伸充填管ワイヤは、約１０％〜約５０％、より具体的には、約２０％〜約４０％、さらに具体的には、約２５％〜約３５％の複合フィラメント全体の断面積に対する内部充填ワイヤの断面積の充填比を伴って構築されてもよい。

いくつかの実施形態では、複合ワイヤの数は、約４０〜１９０、他の実施形態では、約５０〜１９０、他の実施形態では、約７０〜１５０であってもよい。いくつかの実施形態では、患者の血管系の処置のためのデバイスは、ワイヤの総数に対して少なくとも約２５％の複合ワイヤを有してもよく、いくつかの実施形態では、そのようなデバイスは、デバイス内のワイヤの総数に対して少なくとも約４０％の複合ワイヤを有してもよい。例えば、伸長弾性フィラメントの第１のサブセットは、それぞれ、高度に放射線不透過性の材料および高強度材料の複合材料を有する、フィラメントを備えてもよく、伸長弾性フィラメントの第２のサブセットは、本質的に高強度材料から成ってもよい。例えば、高度に放射線不透過性の材料は、白金、９０％白金／１０％イリジウム等の白金合金、または金、もしくはタンタルを含んでもよい。高強度材料は、ＮｉＴｉを含んでもよい。複合ワイヤは、増進した視覚化および／または機械的特性を提供してもよいが、いくつかの構成では、類似直径のＮｉＴｉワイヤと比較して、低減した引張強度を有する。いくつかの構成では、それらの直径に応じて、複合ワイヤは、デバイスの折り畳みプロフィールを増大させてもよい。従って、数を最小限にすることが有益であり得る。より低い割合の複合ワイヤは、具体的には、撮像が頭蓋骨を通して行われる神経血管用途において、現在の撮像機器では十分に可視的ではない場合がある。加えて、過剰に多くの複合ワイヤ（または極めて高い充填比を伴う複合ワイヤ）は、ＣＴまたはＭＲＩ撮像で過剰なアーチファクトを伴うデバイスをもたらし得る。高度に放射線不透過性の材料の説明される比および量は、デバイスの周辺が経頭蓋蛍光透視法下ではまさに可視的であるが、デバイス撮像領域が、白金または白金合金から実質的に作製される従来の塞栓コイルと同様に（すなわち、アーチファクトにより）完全には取り除かれない、神経血管インプラントにとって特有の状況を提供する。

所望の程度の放射線不透過性を達成する１つの様式は、複合ワイヤの充填比およびワイヤの総数に関する複合ワイヤの割合の特定の組み合わせを選択することによる。単層編組（織物）構造を有する実施形態によるデバイスが構築された。例えば、０．０００７５インチの直径および３０％の白金充填比を有する、７２本の複合白金／ＮｉＴｉ延伸充填管ワイヤと、０．０００７５インチの直径を有する、７２本のＮｉＴｉワイヤとを備える、編組構造の実施形態が構築された。編組構造内の（全断面積％による）白金の全割合は、約１５％であった。０．００１インチの直径および３０％の白金充填比を有する、１０８本の複合白金／ＮｉＴｉ延伸充填管ワイヤと、０．０００７５インチの直径を有する、７２本のＮｉＴｉワイヤとを備える、編組構造の別の実施形態が構築された。編組構造内の白金の全割合は、約２２％であった。０．００１２５インチの直径および３０％の白金充填比を有する、７２本の複合白金／ＮｉＴｉ延伸充填管ワイヤと、０．０００７５インチの直径を有する、１０８本のＮｉＴｉワイヤとを備える、編組構造のなおも別の実施形態が構築された。編組構造内の白金の全割合は、約１９．５％であった。０．００１２５インチの直径および３０％の白金充填比を有する、１０８本の複合白金／ＮｉＴｉ延伸充填管ワイヤと、０．０００７５インチの直径を有する、１０８本のＮｉＴｉワイヤとを備える、編組構造のさらに別の実施形態が構築された。編組構造内の白金の全割合は、約２２％であった。これらの実施形態のそれぞれに従って構築されたデバイスはそれぞれ、生体内に埋め込まれ、蛍光透視法を使用して撮像された。それぞれの場合において、デバイスの周辺は、経頭蓋蛍光透視法下で可視的であったが、デバイス撮像領域は、（すなわち、アーチファクトにより）完全には判読できなかった。

いくつかの実施形態では、高度に放射線不透過性の材料の全断面積は、複数の伸長要素の全断面積の約１１％〜約３０％である。いくつかの実施形態では、高度に放射線不透過性の材料の全断面積は、複数の伸長要素の全断面積の約１５％〜約３０％である。いくつかの実施形態では、高度に放射線不透過性の材料の全断面積は、複数の伸長要素の全断面積の約１５％〜約２２％である。いくつかの実施形態では、高度に放射線不透過性の材料の全断面積は、複数の伸長要素の全断面積の約１９％〜約３０％である。いくつかの実施形態では、高度に放射線不透過性の材料の全断面積は、複数の伸長要素の全断面積の約１１％〜約１８．５％である。

高度に放射線不透過性の材料を含む、複合フィラメントの放射線不透過性が、（例えば、蛍光透視法で）十分なデバイス視覚化を可能にすることができるため、あまり放射線不透過性ではない、もしくは非放射線不透過性材料から、１つ以上のハブを作製することが所望され得る。いくつかの実施形態では、白金、白金合金（例えば、９０％白金／１０％イリジウム）は、それらの放射線不透過性が複合フィラメントの放射線不透過性を圧倒し、従って、それらの描写を困難にするであろう場合は、所望されなくてもよい。従って、これらのハブを作製するためのあまり放射線不透過性ではない、または非放射線不透過性材料の使用は、これらの実施形態で所望されてもよいが、他の実施形態のハブ上で使用されることもできる。１つまたはそれを上回るチタンもしくはチタン合金ハブまたはＮｉＴｉハブが、高度に放射線不透過性のハブの代わりに使用されてもよい。チタン、チタン合金、またはＮｉＴｉハブの使用はまた、例えば、白金、白金合金、または金ハブが使用されていた場合よりも、それらの溶融温度が密接に合致させられると、ＮｉＴｉフィラメントに溶接することに役立ち得る。結果は、フィラメントとより高い引張破壊力を有するハブとの間の接合部であり得る。本種類の接合部が構築され、引張力の約４８％向上を実証した。

図３３は、血管欠陥の処置のための複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００の実施形態を図示する。複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００は、メッシュ部分１７０２と、コイル部分１７０４とを含む。メッシュ部分１７０２は、近位端１７０８と、遠位端１７１０とを有し、本明細書に説明される任意の数の実施形態を組み込んでもよいが、概して、フィラメント１７１２から編組されている。フィラメント１７１２は、マーカーバンド１７１５を用いて近位端１７０８において固着されてもよい。コイル部分１７０４は、近位端１７１９と、遠位端１７２１とを備え、１つまたはそれを上回る二次直径に券回される、一次白金または白金合金コイル（例えば、９２％白金、８％タングステン）から構築されてもよい。コイル部分１７０４は、０．０００８インチ〜０．００５インチ、または０．００１インチ〜０．００３５インチの直径を有する、単一フィラーもしくはマルチフィラーワイヤ１７２３から券回されてもよい。二次直径１７２５は、用途に応じて、メッシュ部分１７０２の直径１６２１に近似してもよく、またはメッシュ部分１７０２の直径１６２１より小さくあり得る。例えば、これは、メッシュ部分１７０２の直径１６２１の約半分であるように構成されてもよい。遠位端１７２１は、縮小した二次直径１７２７を有する、１つまたはそれを上回る第１のループ１７１７を含んでもよい。コイル部分１７０４は、コイル部分１７０４の白金材料の一般的放射線不透過性により、放射線不透過性である必要がある場合もあり、そうである必要はない場合もある、バンド１７２９において、メッシュ部分１７０２に固着されてもよい。複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００は、メッシュ部分１７０２が、球状または他の形状であり、コイル部分１７０４が、その１つまたはそれを上回る二次直径１７２５、１７２７を有する、図３３に示されるような弛緩した拡張状態を有するように構成される。複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００はまた、メッシュ部分１７０２が折り畳まれて伸長され、コイル部分１７０４が真っすぐで細長い、マイクロカテーテルを通した送達のための半径方向に拘束された伸長状態も有する。

コイル部分１７０４の潜在的有用性は、多種多様である。第１に、血管欠陥に送達される複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００の最初の部分である、コイル部分１７０４は、血管欠陥の直径の周囲を非外傷的に追跡し、血管欠陥内の複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００の係合を補助することができる。１つまたはそれを上回るループ１７１４の二次直径１７２５は、コイル部分１７０４が血管欠陥の周囲に３次元フレームを形成し得、メッシュ部分１７０２が本３次元フレーム内で拡張されるように、メッシュ部分１７０２の直径１６２１に近似するように、またはある場合には、わずかに大きいように選択されてもよい。低減された二次直径１７２７は、二次直径１７２５の５０％〜８５％であるように選択されてもよく、コイル部分１７０４が最初に血管欠陥内に挿入されると、コイル部分１７０４を血管欠陥内で、および、例えば、親血管の外で保つ役割を果たす。コイル部分１７０４の付加的用途は、血管欠陥（動脈瘤の頸部等）の開口部に対して拡張したメッシュ部分１７０２を押し付けるための付勢部材としての機能を果たすことである。これは、血管欠陥全体を体積的に充填する必要なく、より小さい直径の直径メッシュ部分１７０２が、より大きい直径の血管欠陥の内側の流れを効果的に妨害することを可能にすることができる。これらの用途は、以下の図でさらに詳細に図示される。

図３４Ａ−３４Ｂは、マイクロカテーテル１７６１を通して、頸部１６７およびドーム１６１を有する動脈瘤１６０の中に複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｂを埋め込むための方法を図示する。複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｂは、メッシュ部分１７０２ｂと、コイル部分１７０４ｂとを備える。図３４Ａでは、コイル部分１７０４ａは、マイクロカテーテル１７６１から外へ送達される。コイル部分１７０４ｂは、螺旋形状を有し、軸方向に有意なばね定数を有する。螺旋の長さ（すなわち、コイルの数）は、メッシュ部分１７０２ｂがマイクロカテーテル１７６１から完全に外に送達され、動脈瘤１６０の頸部１６７に隣接する部分内で自己拡張する（図３４Ｂ）ときに、コイル部分１７０４ｂが、動脈瘤１６０のドーム１６１とメッシュ部分１７０２ｂとの間で軸方向に圧縮されることができるように、選択される。動脈瘤１６０の中への複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｂ全体の送達後、複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｂは、その送達装置１７３２ｂから着脱され、マイクロカテーテル１７６１は、後退させられて患者から除去される。送達装置１７３２ｂは、マイクロカテーテル１７６１が後退させられて患者から除去される前に、マイクロカテーテル１７６１から完全に除去されてもよく、またはマイクロカテーテル１７６１内で後退させられるのみであってもよい。メッシュ部分１７０２ｂは、例えば、白金または白金合金から作製される、少なくともいくつかの放射線不透過性フィラメントを組み込んでもよい。圧縮されたコイル部分１７０４ｂは、動脈瘤１６０の頸部１６７に対してそれを保持する、拡張したメッシュ部分１７０２ｂ上に力Ｆを加える。０．２７グラムの大きさの力またはそれより大きい力（軸方向付勢力）が、各心臓周期の一部の間に脳底動脈先端部動脈瘤頸部上に流れモーメントから及ぼされることが予測されている。コイル部分１７０４ｂのばね定数は、少なくとも部分的に圧縮されたとき、０．２７グラムより大きい力Ｆ（軸方向付勢力）がメッシュ部分１７０２ｂに、従って、動脈瘤の頸部１６７に対して印加されるように構成されることができる。脳底動脈先端部動脈瘤は、典型的には、脳動脈瘤の最高流れを有する。収縮期および拡張期血圧が、頸部および頸部を取り囲む領域における血管および動脈瘤の拡張ならびに収縮に及ぼす影響を計算すると、力Ｆの要件をさらに拡張するように、いくつかの仮定をたてることができる。４０ｍｍＨｇの低い拡張期血圧および２．５ｍｍの頸部直径を選択すると、２．６７グラムの力が予測される。１２０ｍｍＨｇの高位拡張期血圧および３．６ｍｍの頸部直径を選択すると、１６．６グラムの力が予測される。従って、コイル部分１７０４ｂは、少なくとも部分的に圧縮されたとき、０．２７グラムより大きい力Ｆ、またはより具体的には、２．６７グラムより大きい力Ｆ、より具体的には、１６．６グラムより大きい力Ｆが、メッシュ部分１７０２ｂに、従って、動脈瘤の頸部１６７に対して印加されるように構成されてもよい。メッシュ部分１７０２ｂが動脈瘤１６０の容積全体を充填する必要がないため、メッシュ部分１７０２ｂは、有意に小さくあり得、より小さくあることによって、より小さいマイクロカテーテル管腔の中へ嵌合し、より曲がりくねった血管を通って送達可能であり、従って、より遠隔に位置する動脈瘤の中で使用可能であり得る。従って、複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｂは、大型または巨大動脈瘤で使用可能であるが、標準の小直径マイクロカテーテル管腔の中で依然として送達可能である。

図３５Ａ−３５Ｂは、マイクロカテーテル１７６１を通して、頸部１６７およびドーム１６１を有する動脈瘤１６０の中へ複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｃを埋め込むための方法を図示する。複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｃは、メッシュ部分１７０２ｃと、コイル部分１７０４ｃとを備える。図３５Ａでは、コイル部分１７０４ｃは、マイクロカテーテル１７６１から外へ送達される。コイル部分１７０４ｃは、螺旋形状を有し、１つまたはそれを上回るループを有する。コイル部分１７０４ｃの目的は、メッシュ部分１７０２ｃが動脈瘤１６０内で自己拡張する（図３５Ｂ）前後に、複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｃがマイクロカテーテル１７６１から送達され、動脈瘤１６０の中へ位置付けられている間に、動脈瘤１６０を保護することである。動脈瘤１６０の中への複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｃ全体の送達後、複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｃは、その送達装置１７３２ｃから着脱され、マイクロカテーテル１７６１は、後退させられて患者から除去される。メッシュ部分１７０２ｃは、例えば、白金または白金合金から作製される、少なくともいくつかの放射線不透過性フィラメントを組み込んでもよい。複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ａ、１７００ｂ、１７００ｃはまた、それぞれ、相互の１つまたはそれを上回る特性（すなわち、形状、力の印加、非外傷性コイル）を共有してもよい。

図３５Ｃ−３５Ｄは、マイクロカテーテル１７６１を通して送達されたメッシュデバイス２２００の実施形態を図示する。メッシュデバイス２２００は、円筒ハブ２２１５において遠位端２２１３で固着されるフィラメント２２１２を備える、メッシュ部分１７０２を含む。それぞれフィラメント端２２２１を有する、フィラメント２２１２は、略半径方向に円筒ハブ２２１５の遠位端２２１７を超えて延在し、直径Ｄを有する円形突起２２１９を形成する。図３５Ｅ−３Ｆは、マイクロカテーテル１７６１から（例えば、血管欠陥の中へ）送達されているメッシュデバイス２２００を図示する。いくつかの実施形態では、円形突起２２１９は、図３４Ａ−３４Ｂの複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｂのコイル部分１７０４ｂに類似し、付勢力を印加するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、フィラメント２２１２は、編組される。いくつかの実施形態では、円形突起２２１９は、図３５Ａ−３５Ｂの複合のメッシュおよびコイルデバイス１７００ｃのコイル部分１７０４ｃと同様に、動脈瘤１６０を保護するように構成される。円形突起２２１９は、編組されるか、部分的に編組されるか、または解体されたか、もしくは解かれた編組を有する、フィラメント２２１２を含んでもよい。

図３６は、近位ハブ２０５６においてその近位端２０５４で固着され、遠位ハブ２０６０においてその遠位端２０５８で固着される、単一の管状メッシュ構造２０５２を有する、メッシュデバイス２０５０の実施形態を図示する。メッシュデバイス２０５０の内側の長さＩＬは、単一の管状メッシュ構造２０５２に熱硬化される形状のために、凹面２０６２を備える形状により、全長Ｌ_Ｏと比較して比較的短い。

図３７は、図３６の単一の管状メッシュ構造２０５２またはメッシュデバイス２０５０と同様の様式で、近位ハブ２１０６においてその近位端２１０４で固着され、中心ハブ２１１０においてその遠位端２１０８で固着される、中心葉（ｌｏｂｅ）２１０２を有する、多葉メッシュデバイス２１００の実施形態を図示する。しかしながら、多葉メッシュデバイス２１００はさらに、中心葉２１０２内の凹面２１１４内にネスト化することができる、遠位葉２１１２を備える。遠位葉２１１２は、中心ハブ２１１０および遠位ハブ２１１６によって固着される。加えて、多葉メッシュデバイス２１００は、近位ハブ２１０６によって固着される近位葉２１１８を備える。いくつかの実施形態では、多葉メッシュデバイス２１００全体は、血管欠陥内に埋め込まれるように構成される。いくつかの実施形態では、中心葉２１０２および遠位葉２１１２が、血管欠陥の中に存在するように構成される一方で、近位葉２１１８は、血管欠陥への進入点の反対側に存在するように構成される。例えば、図４０では、近位葉２１１８は、動脈瘤（血管欠陥１６０）の頸部１６７に隣接する親動脈４１４の中に少なくとも部分的に存在する。いくつかの実施形態では、中心葉２１０２および近位葉２１１８は、頸部１６７において多葉メッシュデバイス２１００を保持するようにブックエンドとしての機能を果たす。

図３８を参照すると、多葉メッシュデバイス２１００は、マイクロカテーテル６１を通した長手軸２１２８に沿った送達のために半径方向に拘束された状態で示されている。多葉メッシュデバイス２１００は、その近位端２１２４において送達装置２１２２に解放可能に連結される。その半径方向に拘束された状態における多葉デバイス２１００の遠位端２１２０は、遠位葉２１１２の遠位先端に対応する。３つの葉２１１２、２１０２、２１１８の直列アレイ２１２６は、送達時に、プロフィールを増大させるであろう層重複がないことを確実にする。従って、多葉メッシュデバイス２１００は、小さい半径方向に拘束されたプロフィールを有し、０．０２１インチ程度の小さい、さらには、０．０１７インチ程度の小さい内径を有する、マイクロカテーテル６１を通して送達可能であり得る。

図３９は、近位葉２１３４および遠位葉２１３２であって、近位ハブ２１３６において固着される近位葉２１３４と、近位ハブ２１３６および中心ハブ２１３８において固着される遠位葉２１３２とを有する、多管腔メッシュデバイス２１３０を図示する。図４０の多葉メッシュデバイス２１００の実施形態のように、近位葉２１３４は、血管欠陥内に存在するように、または親動脈内に存在するように構成されてもよく、従って、頸部にまたがる。

図４１および４２を参照すると、溝付（城郭風）マンドレルアセンブリ１０３８が図示され、その中心空洞１０４６内に丸いキャップ１０４４を有する、溝付マンドレル１０３４を備える。溝付マンドレル１０３４は、複数の支柱または凸壁１０５４によって分離される、複数のスロットまたは狭間１０５２を有する、円筒狭間胸壁様構造１０４８を含む。図４１および４２に図示される実施形態は、１８個の狭間１０５２と、１８個の凸壁１０５４とを備えるが、代替実施形態は、２７個の狭間１０５２および２７個の凸壁１０５４、または他の数量を含んでもよい。丸いキャップ１０４４は、表面１０５８が、好ましくは、狭間胸壁様構造１０４８によって取り囲まれる中心空洞１０４６の部分内に含まれる、凸状半径１０５６を有する。ピン１０６４は、丸いキャップ１０４４から延在し、溝付マンドレル１０３４内の孔１０６６の中へ延在する。丸いキャップ１０４４は、ねじ山付きのねじ、接着剤、エポキシ、溶接、または類似方法を使用して、ピン１０６４を孔１０６６に取り付けることによって、溝付マンドレル１０３４に固着されてもよい。丸いキャップ１０４４および溝付マンドレル１０３４は、ステンレス鋼等の剛性の耐久性材料から作製されてもよい。

メッシュデバイスの実施形態を構築するプロセスのための溝付マンドレルアセンブリ１０３８の装填が、図４３Ａ−４３Ｃに図示される。凸壁１０５４ａ−ｒは、それぞれの凸壁１０５４ａ−ｒの間に狭間１０５２ａ−ｒを伴って、狭間胸壁様構造１０４８の周囲で円周方向に配列される。図４３Ａでは、第１のフィラメント１４１２ａが、（凸壁１０５４ｒおよび１０５４ａの間の）狭間１０５２ａならびに（凸壁１０５４ｉおよび１０５４ｊの間の）狭間１０５２ｊの中へ下向きの方向に装填され、溝付マンドレルアセンブリ１０３８に固着される。第１のフィラメント１４１２ａは、例えば、第１のフィラメント１４１２ａの中心部分１０６８ａが丸いキャップ１０４４の凸状半径１０５６の表面１０５８を横断してしっかりと保持されるように、固着されてもよい。溝付マンドレルアセンブリ１０３８の１８狭間実施形態では、狭間１０５２ａおよび１０５２ｊの場所は、例えば、時計の文字盤上の１２時および６時の場所に接近して、相互から１８０°にある。しかしながら、図４３Ｄの構成等の他の非１８０°構成が、フィラメント１４１２ａまたは後続のフィラメント１４１２が装填されるために選択されてもよい。図４３Ｂでは、第２のフィラメント１４１２ｂが、（凸壁１０５４ａおよび１０５４ｂの間の）狭間１０５２ｂならびに（凸壁１０５４ｊおよび１０５４ｋの間の）狭間１０５２ｋの中へ下向きの方向に装填され、溝付マンドレルアセンブリ１０３８に固着される。フィラメント１４１２ｂの中心部分１０６８ｂが、第１のフィラメント１４１２ａの中心部分１０６８ａを超えて交差させられ、丸いキャップ１０４４の凸状半径１０５６を横断してしっかりと保持される。本装填は、全てのフィラメント１４１２が装填され、溝付マンドレルアセンブリ１０３８に固着されるまで継続される。複数のフィラメント１４１２が、それぞれの狭間１０５２、またはある選択された狭間１０５２のみの中へ装填されてもよい。狭間１０５２の中へフィラメント１４１２の全てを装填し、フィラメント１４１２を溝付マンドレルアセンブリ１０３８に固着した後、フィラメント１４１２は、順序付けられて半径方向に拡張され、編組プロセスは、これらの図に関して以前に説明されたように行われる。フィラメント１４１２が丸いキャップ１０４４において相互を覆って層状にされる様式により、図４７のメッシュデバイス１８００等の結果として生じるメッシュデバイスは、実質的に閉鎖された遠位頂点１８０７を有する。図４７のメッシュデバイス１８００は、例えば、７２〜２１６本のフィラメント１４１２で作製されてもよいが、マンドレルの装填が、１本のワイヤから２本のフィラメント１４１２の均等物を生産するため、３６〜１０８本のワイヤのみが必要とされる。特に遠位端において、放射線不透過性をメッシュデバイス１８００に追加するように、ニッケルチタンフィラメントとの白金または白金合金フィラメントの混合物が選択されてもよい。代替として、放射線不透過性（例えば、白金または白金合金）コアを有する、延伸充填管（ＤＦＴ）が使用されてもよい。図４７のメッシュデバイス１８００では、フィラメント直径は、約０．０００５インチ〜約０．００２インチ、または約０．０００７５インチ〜０．００１２５インチに及んでもよい。

図４３Ｃは、図４３Ａ−４３Ｂで説明される方法と併せて作製される、メッシュデバイス１８００の装填された溝付マンドレルアセンブリ１０３８の上面図を図示する。それぞれのフィラメント１４１２が中心交差点１０７３に交差するため、メッシュデバイス１８００の実質的に閉鎖された遠位頂点１８０７は、本中心交差点１０７３にフィラメント１４１２の多くの層を含む。しかしながら、メッシュデバイス１４００の成形および熱成形が、中心交差点１０７３においてフィラメント１４１２のうちのいくつかまたは全てを少なくとも部分的に再形成し、中心交差点における体積を減少させるために、それらを広げる。

代替的なフィラメント装填方法が、図４３Ｄに図示される。フィラメント１１１５は、交互様式で装填される。フィラメント１１１５ａは、狭間１０５２ａおよび１０５２ｆの中へ装填され、従って、凸壁１０５４ａ、１０５４ｂ、１０５４ｃ、１０５４ｄ、および１０５４ｅの内側に延在し、丸いキャップ１０４４の凸状半径１０５６の一部を横断してしっかりと保持される。フィラメント１１１５ｂは、狭間１０５２ｂおよび１０５２ｇの中へ装填され、従って、凸壁１０５４ｂ、１０５４ｃ、１０５４ｄ、１０５４ｅ、および１０５４ｆの内側に延在し、フィラメント１１１５ａの上で交差する。これは、フィラメント１１１５の全てが装填され、図４３Ｄの構成が可視的になるまで、継続される。本実施形態では、中心開口部１０９１が、メッシュデバイス１８００の閉鎖遠位頂点１８０７と対照的に形成される。中心開口部１０９１のサイズは、狭間胸壁様構造１０４８における溝付マンドレル１０３４の直径、および各フィラメント１１１５を装填するときに飛ばされる狭間１０５２の総数の両方に応じて、変動させられることができる。

開放遠位端を有するメッシュデバイスの形成が、図４４Ａ−４４Ｂに図示される。図４４Ａでは、第１のフィラメント１５１２ａが、（凸壁１０５４ｒおよび１０５４ａの間の）狭間１０５２ａならびに（凸壁１０５４ａおよび１０５４ｂの間の）狭間１０５２ｂの中へ下向きの方向に装填される。第１のフィラメント１５１２ａの中心部分１１６８ａは、凸壁１０５４ａの周囲でしっかりと保持され、フィラメント１５１２ａの第１の部分１１７０ａおよび第２の部分１１７２ａは、溝付マンドレルアセンブリ１０３８に固着される。図４４Ｂでは、第２のフィラメント１５１２ｂが、（凸壁１０５４ａおよび１０５４ｂの間の）狭間１０５２ｂならびに（凸壁１０５４ｂおよび１０５４ｃの間の）狭間１０５２ｃの中へ下向きの方向に装填される。第２のフィラメント１５１２ｂの中心部分１１６８ｂは、凸壁１０５４ｂの周囲でしっかりと保持され、第１の部分１１７０ｂおよび第２の部分１１７２ｂは、溝付マンドレルアセンブリ１０３８に固着される。本装填は、全てのフィラメント１５１２が装填され、溝付マンドレルアセンブリ１０３８に固着されるまで継続される。複数のフィラメント１５１２が、それぞれの凸壁１０５４、またはある選択された凸壁１０５４のみの周囲に装填されてもよい。狭間１０５２の中へフィラメント１５１２の全てを装填し、フィラメント１５１２を溝付マンドレルアセンブリ１０３８に固着した後、フィラメント１５１２は、順序付けられて半径方向に拡張され、編組プロセスは、これらの図に関して以前に説明されたように行われる。複数のループは、溝付マンドレルアセンブリ１０３８の凸壁１０５４の周囲で最初に曲線状であるフィラメント１５１２の中心部分１１６８に起因する。狭間胸壁様構造１０４８における溝付マンドレル１０３４の直径は、開放部分１５１８の直径を制御するために変動させられてもよい。凸壁１０５４の数およびサイズは、ループ１５１６の数およびサイズを制御するために変動させられてもよい。ループ１５１６は、メッシュデバイス１５００が血管欠陥内で拡張されると、鈍的先端部分としての機能を果たし、その使用の安全性を増加させてもよい。

図４５は、患者の血管系の処置のための多葉メッシュデバイス１８００の実施形態を図示する。本特定の実施形態では、多葉メッシュデバイス１８００は、近位葉１８０２と、中心葉１８０４と、遠位葉１８０６とを備える。いくつかの実施形態では、それぞれの葉１８０２、１８０４、１８０６は、単層編組管状部材から形成される。葉は、個別に編組され、近位ハブ１８０８、中心ハブ１８１０、および遠位ハブ１８１２を介して、ともに並列に接続されてもよい。いくつかの実施形態では、近位葉１８０２は、比較的小さい第１の多孔率Ｐ_１を有するように構成され、血管欠陥の進入部分または頸部に配置されるように、および血管欠陥の閉塞を助長するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、中心葉１８０４は、半径方向剛性と、血管欠陥内で多葉メッシュデバイス１８００を支持するように構成される全体的機械特性とを有するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、中心葉１８０４は、第１の多孔率Ｐ_１より大きい第２の多孔率Ｐ_２を有してもよい。いくつかの実施形態では、遠位葉１８０６は、比較的小さい第３の多孔率Ｐ_３を有するように構成され、血管欠陥の遠位部分またはドーム部分に配置されるように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、第３の多孔率Ｐ_３を有する遠位葉１８０６は、前の破裂部位に隣接して配置されるように構成されてもよく、再破裂を制限または排除する保護微細メッシュを提供するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、近位葉１８０２の第１の多孔率Ｐ_１は、遠位葉１８０６の第３の多孔率Ｐ_３にほぼ等しくあり得る。いくつかの実施形態では、遠位葉１８０６
いくつかの実施形態では、近位葉１８０２は、約１０８〜約１８０本のフィラメント１８１４から構築されてもよい。いくつかの実施形態では、近位葉１８０２は、約５４〜約９０本のニチノールフィラメントおよび約５４〜約９０本の延伸充填管（ＤＦＴ）フィラメントから構築されてもよい。いくつかの実施形態では、ＤＦＴフィラメントは、ニチノール等の外側の高強度材料と、白金、９０％白金／１０％イリジウム等の白金合金、または金、もしくはタンタル等の高度に放射線不透過性の材料の内側コアとを備えてもよい。いくつかの実施形態では、ＤＦＴフィラメントは、高度に放射線不透過性の材料の約１０％〜約５０％の断面充填面積比を備えてもよい。いくつかの実施形態では、ＤＦＴフィラメントは、高度に放射線不透過性の材料の約２０％〜約４０％の断面充填面積比を備えてもよい。いくつかの実施形態では、ＤＦＴフィラメントは、高度に放射線不透過性の材料の約２５％〜約３５％の断面充填面積比を備えてもよい。いくつかの実施形態では、近位葉１８０２は、約０．０００４インチ〜約０．０００６インチの横寸法または直径を有する、ニチノールフィラメントと、約０．０００６インチ〜約０．０００９インチの横寸法を有する、ＤＦＴフィラメントとを備えてもよい。いくつかの実施形態では、近位葉１８０２は、約０．０００５インチの横寸法を有する、約７２本のニチノールフィラメントと、約０．０００７５インチの横寸法を有する、約７２本のＤＦＴフィラメントとを備えてもよい。

いくつかの実施形態では、中心葉１８０４は、約３６〜約５４本のフィラメント１８１６から構築されてもよい。いくつかの実施形態では、中心葉１８０４は、ＤＦＴフィラメントから構築されてもよい。いくつかの実施形態では、中心葉１８０４は、ニチノールフィラメントから構築されてもよい。いくつかの実施形態では、中心葉１８０４は、ニチノールおよびＤＦＴフィラメントの混合物から構築されてもよい。いくつかの実施形態では、中心葉１８０４は、約０．０００９インチ〜約０．００１４インチの横寸法を有する、フィラメントを備えてもよい。いくつかの実施形態では、中心葉１８０４は、約０．００１インチ〜約０．００１２５インチの横寸法を有する、フィラメントを備えてもよい。

いくつかの実施形態では、遠位葉１８０６は、約１０８〜約１８０本のフィラメント１８１８から構築されてもよい。いくつかの実施形態では、遠位葉１８０６は、約５４〜約９０本のニチノールフィラメントおよび約５４〜約９０本のＤＦＴフィラメントから構築されてもよい。いくつかの実施形態では、ＤＦＴフィラメントは、ニチノール等の外側の高強度材料と、白金、９０％白金／１０％イリジウム等の白金合金、または金、もしくはタンタル等の高度に放射線不透過性の材料の内側コアとを備えてもよい。いくつかの実施形態では、ＤＦＴフィラメントは、高度に放射線不透過性の材料の約１０％〜約５０％の断面充填面積比を備えてもよい。いくつかの実施形態では、ＤＦＴフィラメントは、高度に放射線不透過性の材料の約２０％〜約４０％の断面充填面積比を備えてもよい。いくつかの実施形態では、ＤＦＴフィラメントは、高度に放射線不透過性の材料の約２５％〜約３５％の断面充填面積比を備えてもよい。いくつかの実施形態では、遠位葉１８０６は、約０．０００４インチ〜約０．０００６インチの横寸法または直径を有する、ニチノールフィラメントと、約０．０００６インチ〜約０．０００９インチの横寸法を有する、ＤＦＴフィラメントとを備えてもよい。いくつかの実施形態では、遠位葉１８０６は、約０．０００５インチの横寸法を有する、約７２本のニチノールフィラメントと、約０．０００７５インチの横寸法を有する、約７２本のＤＦＴフィラメントとを備えてもよい。いくつかの実施形態では、遠位葉１８０６は、付加的遠位ハブを有してもよい（従って、溝付マンドレルを伴って作製されなくてもよい）。これらの実施形態では、付加的遠位ハブは、放射線透過性であり、従って、Ｘ線または蛍光透視法で視覚化を可能にし得る。これらの実施形態では、フィラメントは、大部分または全てがニチノールであってもよい。

いくつかの実施形態では、多葉メッシュデバイス１８００は、近位葉１８０２が、第１の直径Ｄ_１を有する拡張状態を有し、中心葉１８０４が、第２の直径Ｄ_２を有する拡張状態を有し、遠位葉１８０６が、第３の直径Ｄ_３を有する拡張状態を有するように、構築されてもよい。いくつかの実施形態では、３つの直径Ｄ_１、Ｄ_２、Ｄ_３は、相互にほぼ等しくあり得る。いくつかの実施形態では、第１の直径Ｄ_１および第２の直径Ｄ_３は、多葉メッシュデバイス１８００が動脈瘤等の血管欠陥１６０の形状に順応することを可能にするために、第２の直径Ｄ_２より小さくあり得る。図４６を参照すると、多葉メッシュデバイス１８００は、マイクロカテーテル６１を通した長手軸１８２８に沿った送達のために半径方向に拘束された状態で示されている。多葉メッシュデバイス１８００は、その近位端１８２４において送達装置１８２２に解放可能に連結される。その半径方向に拘束された状態における多葉デバイス１８００の遠位端１８２０は、遠位葉１８０６の遠位先端に対応する。３つの葉１８０２、１８０４、１８０６の直列アレイ１８２６は、送達時に、プロフィールを増大させるであろう層重複がないことを確実にする。従って、多葉メッシュデバイス１８００は、小さい半径方向に拘束されたプロフィールを有し、０．０２１インチほども小さい、およびさらに０．０１７インチほども小さい内径を有する、マイクロカテーテル６１を通して送達可能であり得る。

図４７は、血管欠陥１６０の中へ送達された後の多葉メッシュデバイス１８００の実施形態を図示する。遠位葉１８０６は、破裂部位１６３に隣接して位置するように送達されている。多葉メッシュデバイス１８００の適切なサイズは、中心葉１８０４が血管欠陥１６０内で拡張され、それに機械的支持を与えるように選択されている。近位葉１８０２は、頸部１６７を横断して拡張されるように送達されている。近位ハブ１８０８と中心ハブ１８１０との間の比較的短い長手方向距離、中心ハブ１８１０と遠位ハブ１８１２との間の比較的短い長手方向距離、およびさらに遠位ハブ１８１２と遠位端１８２０との間の比較的短い長手方向距離は全て、多葉メッシュデバイス１８００が生体内圧密につながる長手方向圧縮を受ける可能性を減少させる役割を果たす。本長手方向圧縮／圧密は、ある時は、血塊縮小と称され、治癒時に創傷において起こる収縮に若干類似するものとして、一部によって説明されている。メッシュデバイス１８５０の長手方向圧縮は、図４９−５１で実証される。埋込後、いくつかの異なる生物源からの圧縮力Ｆ_ＬＣが、遠位内部端１８５２および／または近位内部端１８５４を強制的に相互に接近させることによって、経時的にメッシュデバイス１８５０の全長Ｌ_Ｏ（図４９から図５１、Ｌ_Ｏ１、Ｌ_Ｏ２、Ｌ_Ｏ３）を短縮してもよい一方で、メッシュデバイス１８５０のある程度の反転が起こり、従って、内側の長さを短縮する（ＩＬ_１、ＩＬ_２、ＩＬ_３として図４９−５１で見られる）。メッシュデバイス１８５０のいくつかの実施形態では、これは、０．２ニュートン、さらに、０．１ニュートン程度の低い長手方向圧縮力Ｆ_ＬＣで起こってもよい。図４５−４７の多葉メッシュデバイス１８００の通常の拡張構成が、部分的長手方向圧縮に近似する葉１８０２、１８０４、１８０６を有するため、付加的長手方向圧縮が起こる可能性は低い。いくつかの実施形態では、遠位葉１８０６は、付加的遠位ハブを有してもよい（従って、溝付マンドレルを伴って作製されなくてもよい）。これらの実施形態では、付加的遠位ハブは、放射線透過性であり、従って、Ｘ線または蛍光透視法で視覚化を可能にし得る。これらの実施形態では、フィラメントは、大部分または全てがニチノールであってもよい。

図４８は、近位葉１９０２および支持葉１９０４を有する、多葉メッシュデバイス１９００の実施形態を図示する。近位葉１９０２のフィラメント１９１０および支持葉１９０４のフィラメント１９１２は、遠位ハブ１９０８によって相互に固着される。いくつかの実施形態では、近位ハブ１９０６は、その近位端１９１４において近位葉１９０２のフィラメント１９１０を固着する。いくつかの実施形態では、近位葉１９０２は、図４５−４７の多葉メッシュデバイス１８００の近位葉１８０２と同様に、かつ類似材料を用いて構築されてもよい。いくつかの実施形態では、支持葉１９０４は、図４５−４７の多葉メッシュデバイス１８００の中心葉１８０４と同様に、かつ類似材料を用いて構築されてもよい。いくつかの実施形態では、図４８に示されるように、多葉メッシュデバイス１９００の支持葉１９０４は、多葉メッシュデバイス１８００の遠位葉１８０６と同様に、その遠位端にハブを伴わずに構築されてもよい。両方の場合において、これは、動脈瘤（血管欠陥１６０）のドーム１６１を保護するように行われてもよい。支持葉１９０４は、血管欠陥１６０内で半径方向支持および長手方向支持を両方とも提供するように構成される。いくつかの実施形態では、支持葉１９０４は、付加的遠位ハブを有してもよい（従って、溝付マンドレルを伴って作製されなくてもよい）。これらの実施形態では、付加的遠位ハブは、放射線透過性であり、従って、Ｘ線または蛍光透視法で視覚化を可能にし得る。これらの実施形態では、フィラメントは、大部分または全てがニチノールであってもよい。説明されるように、図４７の多葉メッシュデバイス１８００では、近位葉１８０２は、動脈瘤１６０の頸部１６７における血流を最小限にする目的で、中心葉１８０４より比較的小さい多孔率を伴って作製されてもよい。遠位葉１８０６もまた、再出血を阻止し、および／または破裂部位１６７における治癒を加速するために、中心葉１８０４より低い多孔率を有してもよい。いくつかの実施形態では、中心葉１８０４は、近位葉１８０２、または遠位葉１８０６のいずれか一方よりも大きい直径のフィラメントから構築される。本構造は、例えば、動脈瘤内の多葉メッシュデバイス１８００の位置を維持するように、中心葉１８０４が動脈瘤１６０の中心部分において増加した半径方向剛性を提供することを可能にし得る。３つの葉１８０２、１８０４、１８０６のうちのいずれかは、１つより多くの材料および／または１つより多くの直径もしくは横寸法を有する、フィラメント１８１４、１８１６、１８１８で構築されてもよい。図４８の多葉メッシュデバイス１９００では、近位葉１９０２は、動脈瘤１６０の頸部１６７における血流を最小限にする目的で、支持葉１９０４より比較的小さい多孔率を伴って作製されてもよい。いくつかの実施形態では、支持葉１９０４は、近位葉１９０２より大きい直径のフィラメントから構築される。本構造は、例えば、動脈瘤内の多葉メッシュデバイス１９００の位置を維持するように、中心葉１９０４が動脈瘤１６０の中心部分において増加した半径方向剛性を提供することを可能にし得る。２つの葉１９０２、１９０４のうちのいずれか一方は、１つより多くの材料および／または１つより多くの直径もしくは横寸法を有する、フィラメント１９１０、１９１２で構築されてもよい。

図５２は、本発明の実施形態に従って構築された、近位葉２００２および支持葉２００４を有する多葉メッシュデバイス２０００の実施形態を図示する。多葉メッシュデバイス２０００は、近位葉２００２のフィラメント２０１４の近位端２０１２を固着する近位ハブ２００６と、近位葉２００２のフィラメント２０１４の遠位端２０１６および支持葉２００４のフィラメント２０２０の近位端２０１８を固着する中心ハブ２００８と、支持葉２００４のフィラメント２０２０の遠位端２０２２を固着する遠位ハブ２０１０とを有する。多葉メッシュデバイス２０００は、送達装置２０２４に解放可能に固着される。多葉メッシュデバイス２０００は、７ｍｍの弛緩した拡張直径Ｄを伴って構築された。近位葉２００２は、０．０００５インチの直径を有する７２本のニチノールフィラメントおよび０．０００７５インチの直径を有する７２本のＤＦＴフィラメント（白金コアを伴うニチノール外側シェル）の組み合わせを使用して構築された。支持葉２００４は、０．００１２５インチの直径を有する５４本のＤＦＴフィラメント（白金コアを伴うニチノール外側シェル）を使用して構築された。組立後、多葉メッシュデバイス２０００は、マイクロカテーテル６１の０．０１７インチ直径の内側管腔（Ｓｅｑｕｅｎｔ Ｍｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ．（Ａｌｉｓｏ Ｖｉｅｊｏ，ＣＡ）によって生産されたＶＩＡ−１７）を失敗なく通過させられた。比較して、多葉メッシュデバイスの２つの葉２００２、２００４の全長Ｌに等しい長さを有する、標準の単一葉メッシュデバイスは、現在、０．０１７インチ直径の内側管腔を通過することができず、０．０２１インチ直径の内側管腔を必要とする。実際に、支持葉２００４の折り畳みプロフィールは、約０．０１３インチであり、近位葉２００２の折り畳みプロフィールは、約０．０１１インチである。いくつかの実施形態では、ハブ２００６、２００８、２０１０の直径は、約０．０１６インチである。図５２の多葉メッシュデバイス２０００では、近位葉２００２は、支持葉２００４より比較的小さい多孔率を伴って作製されてもよい。いくつかの実施形態では、支持葉２００４は、近位葉２００２より大きい直径のフィラメントから構築される。本構造は、例えば、動脈瘤内の多葉メッシュデバイス２０００の位置を維持するように、支持葉１９０４が動脈瘤１６０の中心部分において増加した半径方向剛性を提供することを可能にし得る。２つの葉２００２、２００４のうちのいずれか一方は、１つより多くの材料および／または１つより多くの直径もしくは横寸法を有する、フィラメント２０１４、２０２０で構築されてもよい。

図５３−５６は、マイクロカテーテル６１（ＶＩＡ−１７）を通した多葉メッシュデバイス２０００の生体外送達（模擬使用）を図示する。遠位先端６９は、４つの図のそれぞれで示される。図５３では、支持葉２００４は、マイクロカテーテル６１の遠位先端６９から押し出されると拡張し始める。図５４では、支持葉２００４は、その弛緩した拡張直径に達する。血管欠陥１６０では、血管欠陥自体が支持葉２００４にある程度の圧縮を印加し得るため、支持葉２００４は、その完全に弛緩した拡張直径に達しない場合がある。図５５では、近位葉２００２は、マイクロカテーテル６１の遠位先端６９から押し出されると拡張し始める。図５６では、近位葉は、その弛緩した拡張直径に達する。血管欠陥１６０では、血管欠陥自体が近位葉２００２にある程度の圧縮を印加し得るため、近位葉２００２は、その完全に弛緩した拡張直径に達しない場合がある。

図５７Ａ−５８は、近位葉２１４２および遠位葉２１４４を有する、多葉メッシュデバイス２１４０の実施形態を図示する。近位葉２１４２のフィラメント２１４６および遠位葉２１４４のフィラメント２１４８は、支持部材２１５０によって相互に固着される。いくつかの実施形態では、近位ハブ２１５２は、その近位端２１５４において近位葉２１４２のフィラメント２１４６を固着する。いくつかの実施形態では、近位葉２１４２は、図４５−４７の多葉メッシュデバイス１８００の近位葉１８０２と同様に、かつ類似材料を用いて構築されてもよい。いくつかの実施形態では、遠位葉２１４４は、図４５−４７の多葉メッシュデバイス１８００の中心葉１８０４と同様に、かつ類似材料を用いて構築されてもよい。いくつかの実施形態では、多葉メッシュデバイス２１４０の遠位葉２１４４は、その遠位端２１５５にハブを伴わずに構築されてもよい（図５９）。これは、動脈瘤（血管欠陥１６０）のドーム１６１を保護するように行われてもよい。支持部材２１５０が、近位葉２１４２と遠位葉２１４４との間に位置付けられる。

遠位葉２１４４は、その遠位端に略凸形状を有してもよい。近位葉２１４２は、その近位端に略凸形状を有してもよい。支持部材２１５０は、遠位および近位葉２１４４、２１４２の間に位置付けられる。遠位および近位葉２１４４、２１４２の拡張状態は、それを通って支持部材２１５０が延在する、トロイダル空洞２１５１を画定する。

いくつかの実施形態では、支持部材２１５０は、実質的に剛性の円筒部材を備えてもよい。いくつかの実施形態では、支持部材２１５０は、ハイポチューブを備えてもよい。支持部材２１５０の剛性は、近位葉２１４２および遠位葉２１４４がそれぞれ、それらの拡張構成であるときに、近位葉２１４２の長手軸２１５６および遠位葉２１４４の長手軸２１５８を相互に対して略固定角度で維持することに役立ち得る。支持部材２１５０の剛性は、近位葉２１４２および遠位葉２１４４がそれぞれ、それらの拡張構成であるときに、近位葉２１４２の長手軸２１５６および遠位葉２１４４の長手軸２１５８を相互と実質的に平行に維持することに役立ち得る。支持部材２１５０の剛性は、近位葉２１４２および遠位葉２１４４がそれぞれ、それらの拡張構成であるときに、近位葉２１４２の長手軸２１５６および遠位葉２１４４の長手軸２１５８を相互と実質的に同一線上に維持することに役立ち得る。近位葉２１４２と遠位葉２１４４との間の整合の維持は、動脈瘤内の多葉メッシュデバイス２１４０の「嵌合」を補助することができる。いくつかの実施形態では、これは、略対称形状を有する動脈瘤内で嵌合を補助することができる。

いくつかの実施形態では、遠位葉２１４４は、付加的遠位ハブを有してもよい（従って、溝付マンドレルを伴って作製されなくてもよい）。これらの実施形態では、付加的遠位ハブは、放射線透過性であり、従って、Ｘ線または蛍光透視法で視覚化を可能にし得る。これらの実施形態では、フィラメントは、大部分または全てがニチノールであってもよい。支持部材２１５０が提供する力に対する抵抗は、本明細書に説明されるような「血塊圧縮」の効果を制限し得る。図５７Ａ−５８の実施形態では、ハイポチューブから構築される支持部材２１５０は、遠位葉２１４４の近位端２１６３と近位葉２１４２の遠位端２１６５との間の圧縮力および張力の両方に対する剛性軸方向支持を供給する。

図５９を参照すると、多葉メッシュデバイス２１４０は、マイクロカテーテル６１を通した長手軸２１５８に沿った送達のために半径方向に拘束された状態で示されている。多葉メッシュデバイス２１４０は、その近位端２１５４において送達装置２１５３に解放可能に連結される。その半径方向に拘束された状態における多葉デバイス２１４０の遠位端２１５５は、遠位葉２１４４の遠位先端に対応する。２つの葉２１４２、２１４４の直列アレイ２１５７および支持部材２１５０は、送達時に、プロフィールを増大させるであろう層重複がないことを確実にする。従って、多葉メッシュデバイス２１４００は、小さい半径方向に拘束されたプロフィールを有し、０．０２１インチ程度の小さい、さらに、０．０１７インチ程度の小さい内径を有する、マイクロカテーテル６１を通して送達可能であり得る。

図６０では、図５７Ａ−５９の多葉メッシュデバイス２１４０に類似する特性および構成要素を有する、多葉メッシュデバイス２６４０が示されているが、多葉メッシュデバイス２６４０の支持部材２６５０は、コイル２６５９を備える。コイル２６５９は、ステンレス鋼、ニチノール、または他の好適な材料で構築されてもよく、もしくは白金または白金合金等の放射線不透過性材料から構築されてもよい。いくつかの実施形態では、コイル２６５９は、近位葉２６４２と遠位葉２６４４との間のある程度の長手方向分離または伸長を可能にしながら、圧縮力に対する剛性軸方向支持を供給する。いくつかの実施形態では、コイル２６５９は、近位葉２６４２と遠位葉２６４４との間に付勢力を印加し、それらをともに押進させる、拡張ばねである。拡張ばねが静止しているとき、拡張ばねは、より小さい長さまで圧縮可能ではなく、すなわち、ばねの各券回は、各券回上の第１および第２の円周方向点における隣接券回と接触している。これは、多葉メッシュデバイス２６４０の製造を補助し、拡張ばねが少なくとも部分的に拡張された構成で保持されることを可能にし得、近位葉２６４２の遠位端２６６５が拡張ばねの近位端２６６７に取り付けられ、遠位葉２６４４の近位端２６６３が拡張ばねの遠位端２６６９に取り付けられている間に、ばねの券回の間に少なくともある程度の空間を伴う。近位葉２６４２および遠位葉２６４４を伴う拡張ばねの組立後、拡張ばねは、近位葉２６４２を遠位葉２６４４と整合させ、中心部分２６７３においてそれらを相互に隣接して保持する役割を果たす。多葉メッシュデバイス２６４０が蛇行形状を有するマイクロカテーテルを通して配置されるとき、コイル２６５９は、可撓性を追加し、従って、マイクロカテーテルを通して多葉メッシュデバイス２６４０を押動するために、より少ない力を必要とする。支持部材２６５０としてコイル２６５９を有する、多葉メッシュデバイス２６４０はまた、より柔軟であり、動脈瘤の中へ送達されるときに、向上した安全性を提供してもよい。支持部材２６５０としてコイル２６５９を有する、多葉メッシュデバイス２６４０はまた、より容易に配向され、不整形な形状を有する動脈瘤内で整合させられてもよい。

図６１に図示されるように、モジュール編組密度（ＢＤ_Ｍ）は、編組内の実質的に菱形のモジュール１００８の中のフィラメントの面積被覆率の２次元表現である。本明細書に説明されるような編組密度（ＢＤ）は、打ち込み数（ピック）／インチ（ＰＰＩ）またはピック／センチメートルで表される従来の「編組ワイヤ密度」とは異なる。「編組ワイヤ密度」は、面積の比ではなく、むしろ管状区分の特定の長さ内のワイヤ交差の数である。「編組ワイヤ密度」は、１つまたは複数のワイヤ直径を考慮しないため、ある面積内の材料被覆の量に左右されない。編組密度（ＢＤ）は、一方で、ある面積内の材料被覆率に特異的である。実質的に菱形のモジュール１００８は、図５０Ｄの菱形の破線の内側の２次元面積Ａ_Ｍである。実質的に菱形のモジュール１００８は、４本のフィラメント、すなわち、第１のフィラメント１０１３、第２のフィラメント１０１５、第３のフィラメント１０１７、および第４のフィラメント１０１９によって取り囲まれる、面積Ａ_Ｏを有する実質的に菱形の開口部１０１１を含む。さらに説明されるように、４本のフィラメント１０１３、１０１５、１０１７、１０１９は、４本の個々のワイヤを備えてもよく、もしくは代替として、２本またはそれを上回るフィラメントは、同一のワイヤから作製されてもよい。４本のフィラメント１０１３、１０１５、１０１７、１０１９は、第１のフィラメント１０１３と第２のフィラメント１０１５との間の第１の交差１０２３、第２のフィラメント１０１５と第３のフィラメント１０１７との間の第２の交差１０２５、第３のフィラメント１０１７と第４のフィラメント１０１９との間の第３の交差１０２７、および第４のフィラメント１０１９と第１のフィラメント１０１３との間の第４の交差１０２９において、菱形の開口部１０１１の周囲で相互に交差する。菱形のモジュール１００８内の面積Ａ_Ｍおよび菱形の開口部１０１１内の面積Ａ_Ｏはそれぞれ、平行四辺形の面積の式（高さが底辺と垂直である、高さで乗算された底辺）によって概算されることができる。図６１の４本の破線はそれぞれ、フィラメントの横断厚さ（例えば、フィラメント幅または円形フィラメント直径）の２つの外側範囲の間を中心とする。従って、菱形のモジュール１００８の面積Ａ_Ｍは、菱形の開口部１０１１の面積Ａ_Ｏと、菱形の開口部１０１１を取り囲む４本のフィラメント１０１３、１０１５、１０１７、１０１９のそれぞれの厚さの半分の面積とを含む。記述されるように、フィラメントのうちの２本またはそれを上回るものは、相互と異なる厚さを有してもよく、もしくは全てが同一の厚さであってもよい。単一のモジュールにおいて計算されるモジュール編組密度（ＢＤ_Ｍ）は、以下の通りである：
ＢＤ_Ｍ＝（Ａ_Ｍ−Ａ_Ｏ）／Ａ_Ｍ
式中、Ａ_Ｍは、菱形のモジュールの面積であり、
Ａ_Ｏは、菱形の開口部の面積である。

フィラメントの固定直径、固定円周、および固定数を有する、編組管状部材の実施形態では、固定円周内に嵌合する菱形のモジュール１００８の数は、どれだけ疎または密に編組が形成されるかにかかわらず、変化しない。従って、モジュール幅１０８４は、どれだけ疎または密に編組が形成されるかにかかわらず、同一の寸法のままである。しかしながら、モジュール長さ１０８６は、編組がより密に形成されるとより短くなり、モジュール長さ１０８６は、編組がより疎に形成されるとより長くなる。編組の間に、モジュール幅１０８４の変化を伴わずにモジュール長さ１０８６の本変化に適応するために、角度１０８２および角度１０８２の真向かいの角度が変化する一方で、フィラメント１０１５およびフィラメント１０１７は、交差１０２５において相互を覆って摺動し、フィラメント１０１３およびフィラメント１０１９は、交差１０２９において相互を覆って摺動する。これと併せて、角度１０７８および角度１０７８の真向かいの角度が変化する一方で、フィラメント１０１３およびフィラメント１０１５は、交差１０２３において相互に関して旋回し、フィラメント１０１７およびフィラメント１０１９は、交差１０２７において相互に関して旋回する。例えば、編組がより密に券回されると、角度１０８２および角度１０８２の真向かいの角度が両方とも増加する一方で、角度１０７８および角度１０７８の真向かいの角度は両方とも減少する。さらに、編組がより疎に券回されると、角度１０８２および角度１０８２の真向かいの角度が両方とも減少する一方で、角度１０７８および角度１０７８の真向かいの角度は両方とも増加する。編組の用語における角度１０８２は、「編組角度」の２倍になるであろうことに留意されたい。

一定のモジュール幅１０８４と併用される、編組「密度」変化を伴うモジュール長さ１０８６の増加または減少は、ある円周方向「行」内のモジュールの数が角度１０７８、１０８２の変化とともに変化しないが、ある軸方向「列」内のモジュールの数が変化することを意味する。円筒編組密度（ＢＤ_Ｃ）を計算するために、ｋ個のモジュールを有する円筒面積内のモジュール編組密度の全ての分子および分母を両方とも合計し、次いで、次の比を得なければならない。
ＢＤＣ＝Σ（ＡＭｋ−ＡＯｋ）／Σ（Ａ_Ｍｋ）
ｋ＝１，２，３，…．，ｎ
式中、Ａ_Ｍは、菱形のモジュールの面積であり、
Ａ_Ｏは、菱形の開口部の面積である。

編組管状部材の具体的部分、または編組管状部材から作製されたメッシュデバイスにわたって、モジュール編組密度（ＢＤ_Ｍ）にある程度の変動がある場合、円筒編組密度（ＢＤ_Ｃ）が計算されてもよい。変動するモジュール編組密度（ＢＤ_Ｍ）の第１の例は、モジュール編組密度（ＢＤ_Ｍ）が長手軸Ｚ_Ｌに沿って増加または減少する、遷移部分１００３である。変動するモジュール編組密度（ＢＤ_Ｍ）の第２の例は、モジュール編組密度（ＢＤ_Ｍ）がメッシュデバイスの外側半径に向かって減少し、メッシュデバイスの中心または長手軸Ｚ_Ｌに向かって増加する、球体もしくは球状の形状を有するメッシュデバイスである。動脈瘤等の血管欠陥の中への最大流れ近傍に位置する編組部分内の主要編組密度（ＢＤ）は、最も拡張した直径における編組密度（ＢＤ）であると仮定される。有効直径（従って、円周）が減少し、従って、同数のフィラメント１００５のためにより少ない空間を残し、従って、各モジュールのモジュール幅１０８４を減少させるため、編組密度（ＢＤ）は、本質的に、メッシュデバイスの中心軸に向かってより大きくなる。

メッシュデバイスのいくつかの実施形態では、メッシュデバイスは、メッシュデバイス自体が少なくとも２つの明確に異なる編組部分を有し得るように、少なくとも２つの明確に異なる編組部分１００２、１００４を有する、編組管状部材から形成される。少なくとも２つの編組部分を有することの主要な目的のうちの１つは、より疎に編組された部分が、マイクロカテーテル６１の小管腔内の送達のために直径方向に拘束し、曲がりくねった経路を通して送達するためにより可撓性のデバイスを提供することが、機械的に容易であり得る一方で、より密に編組された部分は、例えば、密に編組された部分が動脈瘤または他の血管欠陥の頸部もしくは開口部に配置されるときに、血流を妨害することにおいてより効果的であり得ることである。第２の編組部分１００４がより密に（すなわち、増加した角度１０８２および減少した角度１０７８を伴って）編組されると、菱形の開口部１０１１を通した流れに対する抵抗が増加する。菱形の開口部１０１１を通した流れは、菱形の開口部１０１１と同一の流れ特性を表す理論的円形直径である、水力直径（Ｄ_Ｈ）１０３３によって特徴付けられることができる。水力直径（Ｄ_Ｈ）は、典型的には、菱形開口部１０１１のような種々の非円形管腔または開口部を通した流れを表すために使用される。これは、非円形開口部が菱形の開口部１０１１内の低流量ゾーン１０８８のような低流量ゾーンを有し得るためである。水力直径（Ｄ_Ｈ）の式は、以下のようである。
Ｄ_Ｈ＝（４^ＸＡ_Ｏ）／Ｐ_Ｏ
式中、Ａ_Ｏは、菱形の開口部の面積であり、
Ｐ_Ｏは、菱形の開口部の周辺である。
編組密度（ＢＤ）は、編組管状部材の１つの部分を編組管状部材の別部分と比較するために使用されてもよい。編組密度（ＢＤ）はまた、編組管状部材の長手軸Ｚ_Ｌに隣接する部分を編組管状部材の同一部分内の最も拡張した区分と比較するために使用されてもよい。編組密度（ＢＤ）は、編組管状部材から構築されたメッシュデバイスの１つの部分を編組管状部材から構築されたメッシュデバイスの別の部分と、例えば、第１の部分の最も拡張した区分を第２の部分の最も拡張した区分と比較するために使用されてもよい。記述されるように、（例えば、動脈瘤の頸部において）流れを妨害することを意図している部分の最も拡張した区分は、最悪の場合の高流量場所で流れを妨害することの有効性を予測することに関連する。編組密度はまた、編組管状部材から作製されたメッシュデバイスの編組管状部材のいくつかの異なる部分の平均（すなわち、平均値、中央値）として表されてもよい。編組密度はまた、いくつかの編組管状部材または編組管状部材から構築されたメッシュデバイスの同一部分の測定の平均として表されてもよい。

（血栓除去）
図６２および６３は、その遠位端２４０４に自己拡張型構造２４０２を有する、血栓除去デバイス２４００を図示する。虚血性脳卒中を呈する患者は、多くの場合、脳の部分への血流を遮断する血栓を有する。これらの血栓の除去は、症状の回復を可能にすることができ、生命を救うことさえできる。自己拡張型構造２４０２は、伸長シャフト２４０６に固着され、マイクロカテーテルまたはシースを通した送達のための半径方向に拘束された構成と、（図６２および６３に示されるような）拡張構成とを有する。自己拡張型構造２４０２は、円筒係合構造２４０８と、捕獲構造２４１０とを含む。円筒係合構造２４０８は、その境界内で血栓に係合するように構成され、捕獲構造２４１０は、円筒係合構造２４１０の遠位端に位置し、血栓除去デバイス２４００が患者から除去されると、円筒係合構造２４０８内で捕捉された血栓を維持するように構成される。

円筒係合構造２４０８は、遠位端２４１５と、近位端２４１６とを有し、いくつかのワイヤ２４１２、いくつかの実施形態では、約１０〜約１８本のワイヤ、または約１２本のワイヤから形成される。いくつかの実施形態では、円筒係合構造２４０８は、ニチノールワイヤから形成される。他の実施形態では、円筒係合構造２４０８は、コバルトクロム合金またはステンレス鋼から形成される。いくつかの実施形態では、ワイヤの横寸法または直径は、約０．０００８インチ〜０．００３５インチ、または約０．００１インチ〜約０．００３インチ、もしくは約０．００２インチである。いくつかの実施形態では、ワイヤ２４１２は、手動で、またはあらゆる目的で参照することによってその全体として本明細書に組み込まれる、Ｍａｒｃｈａｎｄらによる、同一出願人による米国特許第８，２６１，６４８号「Ｂｒａｉｄｉｎｇ Ｍｅｃｈａｎｉｓｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｕｓｅ」で説明される編組装置およびプロセス等の自動または部分的自動編組装置およびプロセスの使用によって、円筒係合構造２４０８に形成されてもよい。ワイヤ２４１２は、遠位ハブ２４１４によって円筒係合構造２４０８の遠位端２４１５において固着され、近位バンド２４１８によって近位端２４１６において固着される。図６３を参照すると、円筒係合構造２４０８は、Ｎ＝捻転２４２０の総数である、一連の捻転２４２０ａ−Ｎを伴って相互に券回される、ワイヤ２４１２ａ−ｐを含む。図６３では、捻転２４２０は、１つの完全な巻目または３６０°として示されているが、様々な実施形態の円筒係合構造２４０８（例えば、２つの完全な巻目、１つと半分の巻目）を作製するために、他のパラメータが使用されてもよい。巻目の数を変動させることによって、各捻転２４２０の長さＬ_Ｔが変動させられてもよい。長さＬ_Ｔは、約０．２５ｍｍ〜約３ｍｍ、または約０．３５ｍｍ〜約１ｍｍ、もしくは約０．５ｍｍに及んでもよい。遠位端２４０４の付近の場所から特定のワイヤ２４１２ｂを辿り、近位に移動して、ワイヤ２４１２ｂは、捻転２４２０ｆにワイヤ２４１２ａを伴って券回される。次いで、ワイヤ２４１２ｂは、捻転２４２０ｂにワイヤ２４１２ｃを伴って券回される。次いで、ワイヤ２４１２ｂは、捻転２４２０ｃにワイヤ２４１２ｅを伴って券回される。完全な（３６０°）巻目により、ワイヤ２４１２ｂは、他のワイヤ２４１２を伴って券回されると、一般的な螺旋パターンを辿り続ける。２４１２ａおよび２４１２ｅのような他のワイヤは、一般的な螺旋パターンを辿るが、ワイヤ２４１２ｂの一般的な螺旋パターンの反対方向である。ある他の実施形態では、捻転は、種々の他の構造が形成されることを可能にする、巻目の総数、例えば、半巻目増分に関して、変動させられてもよい。いくつかの実施形態では、編組角度βは、長手軸Ｚ_Ｌの長さに沿って変動させられてもよい。編組角度βは、捻転（例えば、２４２０ｂ）から延在すると、２本の捻転ワイヤ（例えば、２４１２ｂおよび２４１２ｃ）の間の角度の半分である。

ワイヤ２４１２が捻転２４２０でともに保持されるため、円筒係合構造２４０８は、耐久性があり、血栓と係合し、血管壁に接触し、血管を通して引かれるにつれて、その拡張形状を維持する。捕獲構造２４１０は、遠位ハブ２４１４および近位ハブ２４２６によってそれらの端部において固着されるフィラメント２４２４を備える、編組メッシュ構造を備えてもよい。編組メッシュ構造２４２２は、マイクロカテーテルを通した送達のための半径方向に拘束された構成を有する。いくつかの実施形態では、捕獲構造２４１０は、完全に円筒係合構造２４０８内に位置してもよい。いくつかの実施形態では、フィラメント２４２４の横寸法または直径は、約０．０００５インチ〜０．００２インチ、または約０．０００７５インチ〜約０．００１５インチ、もしくは約０．００１インチである。円筒係合構造２４０８および捕獲構造２４１０は両方とも、それらの形状を維持するように熱成形されてもよい。いくつかの実施形態では、これは、約５００℃の温度で行われてもよい。いくつかの実施形態では、円筒係合構造２４０８および捕獲構造はそれぞれ、相互から別個に熱成形されてもよい。いくつかの実施形態では、円筒係合構造２４０８および捕獲構造２４１０は、ともに熱成形されてもよい。

捕獲構造２４１０の編組メッシュ構造２４２２は、血栓除去デバイス２４００が血管を通して、または別のカテーテル（誘導カテーテル、送達シース等）を通して近位に引かれるにつれて、円筒係合構造２４０８内で血栓を維持するために十分に高い編組密度ＢＤを有する、（図６２および６３で見られるような）拡張構成を有する。血栓が捕獲構造２４１０を通過できないことと組み合わせた、血管壁への円筒係合構造２４０８の順応性は、血栓を捕獲してそれを近位に往復させるコンパートメント２４１７を作成するように合体する。ある場合には、血栓除去デバイス２４００は、血管から血栓を除去するために使用された後に、マイクロカテーテルに引き込まれる。ある場合には、血栓除去デバイス２４００は、血管から血栓を除去するために使用された後に、より大型のカテーテルまたはシースのみに引き込まれる。ある場合には、血栓除去デバイス２４００は、血管から血栓を除去するために使用された後に、マイクロカテーテルとともにより大型のカテーテルまたはシースに引き込まれる。捕獲構造２４１０の別の特性は、いくつかの実施形態では、例えば、遠位血管系および末端組織を灌流することを可能にするように、正常な血液が流れることを同時に可能にしながら、血栓を捕獲することが可能であるように、これが編組密度ＢＤを伴って作製され得ることである。

図６４−６７は、血管２４２８から血栓２４３０を除去するために使用中の血栓除去デバイス２４００を図示する。カテーテル２４３２は、その遠位端２４１９が、図６４のように、血栓２４３０より遠位にあるか、または血栓２４３０の遠位端２４２１に隣接するように送達され、血栓除去デバイス２４００は、捕獲構造２４１０が拡張して血栓の遠位に位置し、円筒係合構造２４０８が血栓２４３０の周囲で拡張してそれを圧縮するように、カテーテル２４３２から押し出される（図６５）。血栓除去デバイス２４００は、カテーテル２４３２に近位に引き込まれ、血栓２４３０を捕獲し（図６６）、血栓除去デバイス２４００は、除去される（図６７）。

先述の発明は、明確性および理解の目的で、例証および一例として、ある程度の詳細に説明されているが、依然として添付の請求項の範囲内である、ある変更および修正が実践され得ることが明白となる。

Claims (12)

1. 近位端、遠位端、および長手軸を有する、自己拡張型弾性透過シェルであって、前記シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記複数のフィラメントは、少なくとも、前記自己拡張型弾性透過シェルの前記近位端または前記遠位端のうちの１つにおいて固着される、自己拡張型弾性透過シェルと、
   第１の直径を有するワイヤから形成される、金属コイルであって、前記金属コイルは、前記自己拡張型弾性透過シェルの前記遠位端において固着される、金属コイルと、
   を備え、
   前記透過シェルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、半径方向に拘束された伸長状態を有し、かつ前記半径方向に拘束された状態に対して軸方向に短縮された構成を伴う拡張状態を有し、前記透過シェルは、編組フィラメントの間に形成された複数の開口部を有し、
   前記金属コイルは、マイクロカテーテル内での送達のために構成される、直線状の真っすぐな形状を有し、
   前記金属コイルは、二次直径を有する少なくとも１つのループを有する拡張状態を有し、
   前記金属コイルの前記二次直径は、第１の二次直径および第２の二次直径を含み、前記金属コイルは、前記第１の二次直径を有する１つ以上のループと、前記第２の二次直径を有する１つ以上の遠位に位置するループとを備え、前記第２の二次直径は、前記第１の二次直径よりも小さい、患者の血管系内の動脈瘤の処置のためのデバイス。
2. 前記金属コイルは、前記透過シェルが動脈瘤内で前記拡張状態であるときに、前記透過シェルに付勢力を加えるように構成される、請求項１に記載のデバイス。
3. 前記金属コイルは、３次元フレーミング形状に順応するように構成される、請求項１に記載のデバイス。
4. 前記金属コイルは、白金を含むワイヤから形成される、請求項１に記載のデバイス。
5. 前記金属コイルは、白金、白金合金、金、または、タンタルから成るリストから選択される材料から形成される、請求項１に記載のデバイス。
6. 前記金属コイルの拡張状態は、１つより多いループを有する、請求項１に記載のデバイス。
7. 前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかは、白金を含む、請求項１に記載のデバイス。
8. 前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかは、放射線不透過性である、請求項１に記載のデバイス。
9. 前記複数のフィラメントのうちの少なくともいくつかは、放射線不透過性のコアと、超弾性の外側シェルとを有する複合ワイヤを備える、請求項１に記載のデバイス。
10. 前記放射線不透過性のコアは、白金を含む、請求項９に記載のデバイス。
11. 前記超弾性の外側シェルは、ニチノールを含む、請求項９に記載のデバイス。
12. 前記透過性シェルは、その拡張状態において、拡張直径を有し、前記金属コイルの前記二次直径は、その拡張状態において、前記透過性シェルの前記拡張直径よりも小さい、請求項１に記載のデバイス。

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