JP7175638B2 - 血管の欠陥の処置のためのフィラメントのデバイス - Google Patents

Description

（関連出願）
この国際出願は、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号からの優先権を主張しており、そしてまた２０１４年８月１４日に出願された米国出願番号第１４／４５９，６３８号の一部継続出願であり、これらのすべては、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、不慮の動脈瘤破裂または血管壁損傷の減少した危険性を伴って、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、Ｘ線、蛍光透視法、磁気共鳴映像法、および同等物等の現在の撮像技法を用いて容易に可視的である、デバイスである。

（要旨）
患者の血管系の処置のためのデバイスの一実施形態は、カテーテル管腔内での送達用に構成される、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球状の長手方向に短縮された構成を伴う拡張状態とを有する、自己拡張型弾性透過シェルと、ともに織られ、透過シェルの空洞を画定し、フィラメントの総数に対して少なくとも約４０％の複合フィラメントを含む、複数の伸長フィラメントとを含み、これらの複合フィラメントは、高強度材料と、高度に放射線不透過性の材料とを含む。

患者の血管系の処置のためのデバイスの一実施形態は、カテーテル管腔内での送達用に構成される、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球状の長手方向に短縮された構成を伴う拡張状態とを有する、自己拡張型弾性透過シェルと、ともに織られる複数の伸長フィラメントであって、総断面積を有し、さらに透過シェルの空洞を画定し、少なくともいくつかの複合フィラメントを含む、複数のフィラメントとを含み、これらの複合フィラメントは、高強度材料と、高度に放射線不透過性の材料とを含み、高度に放射線不透過性の材料の総断面積は、複数の伸長フィラメントの総断面積の約１１％～約３０％である。

本発明の別の実施形態では、脳動脈瘤を処置するためのデバイスが説明される。本デバイスは、織物編組メッシュを備える、インプラントを含む。インプラントは、ハブを伴う近位端と、遠位端と、近位端から遠位端まで延在する長手軸とを有する。インプラントは、遠位領域と、近位領域と、インプラントの長手軸と実質的に垂直に位置し、遠位領域および近位領域の間に延在する、遷移領域とを有する。インプラントはまた、展開されたときに拡張構成も有する。拡張されたインプラントは、遠位領域の近位部分から遷移領域を通って近位領域の遠位部分まで延在する、最大直径の領域を有する。加えて、遠位領域の近位部分内の細孔の直径は、近位領域の遠位部分内の全ての細孔より大きい。

本発明の別の実施形態では、上記のデバイスを使用して、脳動脈瘤を処置するための方法が説明される。本方法は、織物編組メッシュを備える、インプラントであって、ハブを伴う近位端と、遠位端と、近位端から遠位端まで延在する長手軸とを有する、インプラントを提供するステップを含む。インプラントは、遠位領域と、近位領域と、インプラントの長手軸と実質的に垂直に位置し、遠位領域および近位領域の間に延在する、遷移領域とを有する。インプラントはまた、展開されたときに拡張構成も有する。拡張されたインプラントは、遠位領域の近位部分から遷移領域を通って近位領域の遠位部分まで延在する、最大直径の領域を有する。加えて、遠位領域の近位部分内の細孔の直径は、近位領域の遠位部分内の全ての細孔より大きい。インプラントは、マイクロカテーテル内で低プロフィールの半径方向に拘束された状態において脳動脈内の着目領域まで前進させられる。インプラントは、脳動脈瘤内で展開され、遠位透過シェル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。マイクロカテーテルは、インプラントを展開した後に、着目領域から引き抜かれる。

遠位領域の近位部分内の細孔の直径は、３００μｍより大きく、代替として、約３００μｍ～約９００μｍであり、代替として、約３００μｍ～約７００μｍであり、代替として、約３００μｍ～約５００μｍである。近位領域の遠位部分内の細孔の直径は、２００μｍ未満であり、代替として、約５０μｍ～約２００μｍであり、代替として、約５０μｍ～約２００μｍであり、代替として、約５０μｍ～約１５０μｍであり、代替として、約１００μｍ～約２００μｍである。遷移領域は、約１０００μｍの高さ、代替として、約５００μｍ～約１５００μｍの高さ、代替として、約７５０μｍ～約１２５０μｍの高さであり得る。遷移領域は、インプラントの全高さの約０．５％～約２０％、代替として、インプラントの全高さの約１％～約１５％、代替として、インプラントの全高さの約１％～約１０％、代替として、インプラントの全高さの約３％～約８％である高さを有してもよい。

本発明の別の実施形態では、脳動脈瘤を処置するためのデバイスが説明される。本デバイスは、第１の端部と、第２の端部と、第１の端部から第２の端部まで延在する編組まれた伸長可撓性フィラメントとを有する、支持構造を含む。支持構造は、低プロフィールの半径方向に拘束された状態と、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拡張状態とを有する。拡張状態は、第１の領域と、遷移ゾーンと、第２の領域とを有する、実質的に管状の形状を有する区分を有する。伸長可撓性フィラメントは、ハブによって第１の端部において集合させられる。拡張状態の第１の領域は、第１の領域中の編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する。遷移ゾーンは、第１の領域に直接隣接し、遷移ゾーン内の編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する。第２の領域は、遷移ゾーンに直接隣接し、遷移ゾーンと支持構造の第１の端部との間に位置する。第２の領域は、第２の領域中の編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を有し、複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する。第１の領域に隣接する遷移ゾーン内の細孔の直径は、第２の領域に隣接する遷移ゾーン内の細孔の直径より大きい。第１の領域内の細孔の直径は、第２の領域内の複数の細孔のそれぞれの直径より大きい。

本発明の別の実施形態では、上記のデバイスを使用して、脳動脈瘤を処置するための方法が説明される。本方法は、第１の端部と、第２の端部と、第１の端部から第２の端部まで延在する編組まれた伸長可撓性フィラメントとを有する、支持構造を有するインプラントを提供するステップを含む。支持構造は、低プロフィールの半径方向に拘束された状態と、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拡張状態とを有する。拡張状態は、第１の領域と、遷移ゾーンと、第２の領域とを有する、実質的に管状の形状を有する区分を有する。伸長可撓性フィラメントは、ハブによって第１の端部において集合させられる。拡張状態の第１の領域は、第１の領域中の編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する。遷移ゾーンは、第１の領域に直接隣接し、遷移ゾーン内の編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する。第２の領域は、遷移ゾーンに直接隣接し、遷移ゾーンと支持構造の第１の端部との間に位置する。第２の領域は、第２の領域中の編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する。第１の領域に隣接する遷移ゾーン内の細孔の直径は、第２の領域に隣接する遷移ゾーン内の細孔の直径より大きい。第１の領域の細孔の直径は、第２の領域内の複数の細孔のそれぞれの直径より大きい。インプラントは、マイクロカテーテル内で低プロフィールの半径方向に拘束された状態において脳動脈内の着目領域まで前進させられる。インプラントは、脳動脈瘤内で展開され、遠位透過シェル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。マイクロカテーテルは、インプラントを展開した後に、着目領域から引き抜かれる。

実質的に管状の形状は、区分の全体を通して実質的に同一である直径を有する。伸長可撓性フィラメントは、第１の端部から第２の端部まで一定の直径を有してもよい。第１の領域内の細孔の直径は、３００μｍより大きく、代替として、約３００μｍ～約９００μｍ、代替として、約３００μｍ～約７００μｍ、代替として、約３００μｍ～約５００μｍであってもよい。第２の領域内の細孔の直径は、２００μｍ未満、代替として、約５０μｍ～約２００μｍ、代替として、約５０μｍ～約２００μｍ、代替として、約５０μｍ～約１５０μｍ、代替として、約１００μｍ～約２００μｍであってもよい。遷移ゾーンは、約１０００μｍの高さ、代替として、約５００μｍ～約１５００μｍの高さ、代替として、約７５０μｍ～約１２５０μｍの高さであってもよい。遷移ゾーンは、拡張されたデバイスの全高さの約０．５％～約２０％、代替として、拡張されたデバイスの全高さの約１～約１５％、代替として、拡張されたデバイスの全高さの約１％～約１０％、代替として、拡張されたデバイスの全高さの約３％～約８％の高さを有してもよい。

伸長可撓性フィラメントは、ニチノール、例えば、ニチノールワイヤを含んでもよい。伸長可撓性フィラメントはまた、延伸充填管フィラメントであってもよい。延伸充填管フィラメントは、ニチノールと、白金、白金合金、金、またはタンタル等の高度に放射線不透過性の材料とを含んでいてもよい。伸長可撓性フィラメントはまた、ニチノールワイヤおよび延伸充填管の混合物であってもよい。伸長可撓性フィラメントは、約０．０００５インチ～約０．００２インチ、代替として、約０．０００７５インチ～０．００１２５インチの横寸法を有してもよい。編組まれた伸長可撓性フィラメントは、それぞれ横寸法を有する、第１および第２のフィラメントを含んでもよい。第１のフィラメントの横寸法は、第２のフィラメントの横寸法より小さくあり得る。支持構造は、約７６～２１６本のフィラメントを含む。伸長可撓性フィラメントは、放射線不透過性であり得る付加的ハブによって、第２の端部において集合させられてもよい。付加的ハブは、拡張状態で第２の端部において陥凹状であり得る。代替として、伸長可撓性フィラメントは、第２の端部が開放しているように、第２の端部において集合させられなくてもよい。

別の実施形態では、脳動脈瘤を処置するためのデバイスが説明される。本デバイスは、第１の端部と、第２の端部と、第１の端部から第２の端部まで延在する編組まれた伸長可撓性フィラメントとを有する、支持構造を含む。支持構造は、低プロフィールの半径方向に拘束された状態と、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拡張状態とを有する。拡張状態は、第１の領域と、遷移ゾーンと、第２の領域とを有する、実質的に管状の形状を有する区分を有する。伸長可撓性フィラメントは、ハブによって第１の端部において集合させられる。第１の領域の可撓性フィラメントは、複数の細孔を画定する。各細孔を画定するフィラメントは、第１の菱形に配列され、各細孔は、第１の領域の編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される、第１の直径を有する。遷移ゾーンは、第１の領域に直接隣接し、複数の細孔を画定する可撓性フィラメントを備え、各細孔は、編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される直径を有する。遷移ゾーンに直接隣接する第２の領域の可撓性フィラメントは、遷移ゾーンと支持構造の第１の端部との間に位置する。第２の領域のフィラメントは、複数の細孔を画定し、各細孔を画定するフィラメントは、第２の菱形に配列され、各細孔は、第２の領域の編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される、第２の直径を有する。第１の菱形は、６時の位置における角度が第１の端部に最も近いときに、３時の位置で角度β１を画定する。第２の菱形は、６時の位置における角度が第１の端部に最も近いときに、３時の位置で角度β２を画定する。角度β１は、角度β２より大きい。

本発明の別の実施形態では、上記のデバイスを使用して、脳動脈瘤を処置するための方法が説明される。本方法は、第１の端部と、第２の端部と、第１の端部から第２の端部まで延在する編組まれた伸長可撓性フィラメントとを有する、支持構造を提供するステップを含む。支持構造は、低プロフィールの半径方向に拘束された状態と、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拡張状態とを有する。拡張状態は、第１の領域と、遷移ゾーンと、第２の領域とを有する、実質的に管状の形状を有する区分を有する。伸長可撓性フィラメントは、ハブによって第１の端部において集合させられる。第１の領域の可撓性フィラメントは、複数の細孔を画定する。各細孔を画定するフィラメントは、第１の菱形に配列され、各細孔は、第１の領域の編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される、第１の直径を有する。遷移ゾーンは、第１の領域に直接隣接し、複数の細孔を画定する可撓性フィラメントを備え、各細孔は、編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される直径を有する。遷移ゾーンに直接隣接する第２の領域の可撓性フィラメントは、遷移ゾーンと支持構造の第１の端部との間に位置する。第２の領域のフィラメントは、複数の細孔を画定し、各細孔を画定するフィラメントは、第２の菱形に配列され、各細孔は、第２の領域の編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される、第２の直径を有する。第１の菱形は、６時の位置における角度が第１の端部に最も近いときに、３時の位置で角度β１を画定する。第２の菱形は、６時の位置における角度が第１の端部に最も近いときに、３時の位置で角度β２を画定する。角度β１は、角度β２より大きい。インプラントは、マイクロカテーテル内で低プロフィールの半径方向に拘束された状態において脳動脈内の着目領域まで前進させられる。インプラントは、脳動脈瘤内で展開され、遠位透過シェル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。マイクロカテーテルは、インプラントを展開した後に、着目領域から引き抜かれる。

実質的に管状の形状を有する区分は、区分の全体を通して実質的に同一である直径を有する。角度β１は、約３５°～６５°、代替として、約４５°～５５°であってもよい。角度β２は、約２５°～４５°、代替として、約３０°～４０°であってもよい。伸長可撓性フィラメントは、第１の端部から第２の端部まで一定の直径を有する。

遷移ゾーンは、約１０００μｍの高さ、代替として、約５００μｍ～約１５００μｍの高さ、代替として、約７５０μｍ～約１２５０μｍの高さであってもよい。遷移ゾーンは、拡張されたデバイスの全高さの約０．５％～約２０％、代替として、拡張されたデバイスの全高さの約１～約１５％、代替として、拡張されたデバイスの全高さの約１％～約１０％、代替として、拡張されたデバイスの全高さの約３％～約８％の高さを有してもよい。

伸長可撓性フィラメントは、ニチノール、例えば、ニチノールワイヤを含んでもよい。伸長可撓性フィラメントはまた、延伸充填管フィラメントであってもよい。延伸充填管フィラメントは、ニチノールと、白金、白金合金、金、またはタンタル等の高度に放射線不透過性の材料とを含んでもよい。伸長可撓性フィラメントはまた、ニチノールワイヤおよび延伸充填管の混合物であってもよい。伸長可撓性フィラメントは、約０．０００５インチ～約０．００２インチ、代替として、約０．０００７５インチ～０．００１２５インチの横寸法を有してもよい。編組まれた伸長可撓性フィラメントは、それぞれ横寸法を有する、第１および第２のフィラメントを含んでもよい。第１のフィラメントの横寸法は、第２のフィラメントの横寸法より小さくあり得る。支持構造は、約７６～２１６本のフィラメントを含む。伸長可撓性フィラメントは、放射線不透過性であり得る付加的ハブによって、第２の端部において集合させられてもよい。付加的ハブは、拡張状態で第２の端部において陥凹状であり得る。代替として、伸長可撓性フィラメントは、第２の端部が開放しているように、第２の端部において集合させられなくてもよい。

本発明の別の実施形態では、管状編組を形成する方法が説明される。本方法は、円盤の中心から垂直に延在するマンドレル上に複数の伸長弾性フィラメントを装填するステップを含み、円盤は、平面および円周縁を画定する。複数のフィラメントは、各フィラメントが、マンドレルから円盤の円周縁に向かって半径方向に延在し、隣接係合点から距離ｄによって分離される独立係合点において円盤の円周縁に係合するように、装填される。次いで、初期張力Ｔ_ｉ１が、フィラメントの第１のサブセットのそれぞれに印加され、初期張力Ｔ_ｉ２が、フィラメントの第２のサブセットに印加される。重量Ｗ_１を有する加重構造が、複数のフィラメントおよびマンドレル上に配置され、加重構造は、マンドレル上の複数のフィラメントのプロフィールよりわずかに大きい内径を有する。フィラメントの第１のサブセットは、複数のアクチュエータと係合させられる。複数のアクチュエータは、円盤の円周縁を超えた半径方向位置まで略半径方向に係合されたフィラメントを移動させるように操作される。円盤または複数のアクチュエータのうちの少なくとも１つが、回転させられ、それによって、相互に関してフィラメントの第２のサブセットおよびフィラメントの第１のサブセットを離散距離で回転変位させ、フィラメントの第１のサブセットにフィラメントの第２のサブセットを超えて交差させる。複数のアクチュエータは、円盤の円周縁に向かって略半径方向にフィラメントの第１のサブセットを移動させるように操作され、第１のサブセットの中の各フィラメントは、その前の係合点からの円周方向距離である係合点において円盤の円周縁に係合する。次いで、フィラメントの第２のサブセットが係合させられる。複数のアクチュエータは、円盤の円周縁を超えた半径方向位置まで係合されたフィラメントを移動させるように操作される。円盤または複数のアクチュエータのうちの少なくとも１つが、回転させられ、それによって、相互に関してフィラメントの第２のサブセットおよびフィラメントの第１のサブセットを離散距離で回転変位させ、フィラメントの第２のサブセットにフィラメントの第１のサブセットを超えて交差させる。複数のアクチュエータは、円盤の円周縁に向かって略半径方向にフィラメントの第２のサブセットを移動させるように操作され、第２のサブセットの中の各フィラメントは、その前の係合点からの円周方向距離である係合点において円盤の円周縁に係合する。上記のステップは、複数の細孔を有する管状編組の第１の部分を形成するように繰り返され、第１の部分内の複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する。次いで、加重構造は、重量Ｗ_１と異なる重量Ｗ_２が複数のフィラメントおよびマンドレル上に印加されるように、交換または変更される。上記のステップは、複数の細孔を有する管状編組の第２の部分を形成し続けるように、重量Ｗ_２を用いて繰り返され、第２の部分内の複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する。第１の部分内の複数の細孔の平均直径は、第２の部分内の複数の細孔の平均直径と異なる。

本方法はまた、管状編組の第１の端部において複数の伸長弾性フィラメントの端部を固着するステップを含んでもよい。管状編組の少なくとも一部は、変形させられる。管状編組は、実質的に剛性のツールを用いて、少なくとも部分的に変形した状態で維持されてもよい。少なくとも部分的に変形した管状編組は、有意な分子再配向が伸長弾性フィラメント内で起こる臨界温度を超えて上昇させられてもよい。次いで、管状編組は、臨界温度を下回って低下させられてもよい。次いで、実質的に剛性のツールは、除去されてもよい。

初期張力Ｔ_ｉ１は、フィラメントのサブセットに印加されるＴ_ｉ２に等しい。初期張力Ｔ_ｉ１は、第１の複数の張力要素をフィラメントの第１のサブセットに連結することによって印加されてもよい。同様に、初期張力Ｔ_ｉ２は、第２の複数の張力要素をフィラメントの第２のサブセットに連結することによって印加されてもよい。二次張力Ｔ_ｓ１もまた、重量をフィラメントの第１のサブセットおよびフィラメントの第２のサブセットのそれぞれに追加することによって印加されてもよい。第１の複数の張力要素は、重量であってもよい。二次張力Ｔ_ｓ１は、重量をフィラメントの第１のサブセットおよびフィラメントの第２のサブセットのそれぞれに対して除去することによって印加されてもよい。加重構造Ｗ_１は、Ｗ_２より大きくあり得る。代替として、Ｗ_１は、Ｗ_２未満であり得る。マンドレルは、実質的に垂直方向に延在してもよい。Ｗ_１は、Ｗ_２より少なくとも１．５倍大きくあり得る。Ｗ_１は、少なくとも２６３グラムであってもよい。Ｗ_１およびＷ_２はそれぞれ、約２５グラム～約１，６００グラム、代替として、約５０グラム～約５００グラム、代替として、約８７グラム～約２６３グラムであってもよい。

第１の部分は、第１の編組密度ＢＤ_１を有し、第２の部分は、第２の編組密度ＢＤ_２を有する。ＢＤ_１は、ＢＤ_２と異なり得る。第１の編組密度ＢＤ_１は、約０．１０～０．１５であってもよい。第２の編組密度ＢＤ_２は、第１の編組密度ＢＤ_１より大きくあり得る。第２の編組密度ＢＤ_２は、第１の編組密度ＢＤ_１の約１．２５～約５．０倍、代替として、約１．５０～約２．０倍、代替として、約０．１５～約０．４０倍、代替として、約０．１７～約０．３０倍の範囲内であってもよい。第２の部分内の複数の細孔の平均直径は、２００μｍまたはそれ未満、代替として、約５０μｍ～約２００μｍ、代替として、約１００μｍ～約２００μｍであってもよい。第１の部分内の複数の細孔の平均直径は、２００μｍより大きく、代替として、２５０μｍより大きく、３００μｍより大きく、４００μｍより大きく、代替として、約２５０μｍ～約５００μｍ、代替として、約３００μｍ～約６００μｍであってもよい。

本発明の別の実施形態では、管状編組を形成する方法が説明される。本方法は、円盤の中心から垂直に延在する溝付マンドレルアセンブリ上に、それぞれ第１および第２の端部を有する、複数の伸長弾性フィラメントを装填するステップを含み、円盤は、平面および円周縁を画定する。溝付マンドレルアセンブリは、第１の端部において円筒狭間胸壁様構造によって取り囲まれる凸状キャップを含み、円筒狭間胸壁様構造は、各フィラメントの中央部分が凸状キャップを横断して位置付けられ、第１および第２のスロットを通過するように、複数の支柱によって分離される複数のスロットを有する。複数のフィラメントの第１および第２の端部のそれぞれは、溝付マンドレルアセンブリから円盤の円周縁に向かって半径方向に延在し、隣接係合点から距離ｄによって分離される独立係合点において円盤の円周縁に係合する。初期張力Ｔ_ｉ１が、フィラメントの第１のサブセットのそれぞれに印加され、初期張力Ｔ_ｉ２が、フィラメントの第２のサブセットに印加される。加重構造が、複数のフィラメントおよびマンドレル上に配置され、加重構造は、マンドレル上の複数のフィラメントのプロフィールよりわずかに大きい内径を有し、加重構造は、重量Ｗ_１を有する。フィラメントの第１のサブセットは、複数のアクチュエータと係合させられる。複数のアクチュエータは、円盤の円周縁を超えた半径方向位置まで略半径方向に係合されたフィラメントを移動させるように操作される。円盤または複数のアクチュエータのうちの少なくとも１つが、回転させられ、それによって、相互に関してフィラメントの第２のサブセットおよびフィラメントの第１のサブセットを離散距離で回転変位させ、フィラメントの第１のサブセットにフィラメントの第２のサブセットを超えて交差させる。複数のアクチュエータは、円盤の円周縁に向かって略半径方向にフィラメントの第１のサブセットを移動させるように操作され、第１のサブセットの中の各フィラメントは、その前の係合点からの円周方向距離である係合点において円盤の円周縁に係合する。フィラメントの第２のサブセットは、係合させられる。複数のアクチュエータは、円盤の円周縁を超えた半径方向位置まで係合されたフィラメントを移動させるように操作される。円盤または複数のアクチュエータのうちの少なくとも１つが、回転させられ、それによって、相互に関してフィラメントの第２のサブセットおよびフィラメントの第１のサブセットを離散距離で回転変位させ、フィラメントの第２のサブセットにフィラメントの第１のサブセットを超えて交差させる。複数のアクチュエータは、円盤の円周縁に向かって略半径方向にフィラメントの第２のサブセットを移動させるように操作され、第２のサブセットの中の各フィラメントは、その前の係合点からの円周方向距離である係合点において円盤の円周縁に係合する。上記のステップは、複数の細孔を有する管状編組の第１の部分を形成するように繰り返され、第１の部分内の複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する。

本方法はまた、重量Ｗ_１と異なる重量Ｗ_２が複数のフィラメントおよびマンドレル上に印加されるように、加重構造を交換または変更するステップを含んでもよい。上記のステップは、複数の細孔を有する管状編組の第２の部分を形成し続けるように、重量Ｗ_２を用いて繰り返され、第２の部分内の複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有し、第１の部分内の複数の細孔の平均直径は、第２の部分内の複数の細孔の平均直径と異なる。

円筒狭間胸壁様構造は、溝付マンドレルアセンブリの周囲に３６０°延在する。第１のスロットは、第２のスロットから約１８０°に位置してもよい。代替として、第１のスロットは、第２のスロットから約９０°未満に位置してもよい。代替として、第１のスロットは、第２のスロットから３０°～１６０°に位置してもよい。円筒狭間胸壁様構造は、少なくとも１８個のスロットを有してもよい。

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、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、自己拡張型弾性透過シェルを含む。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含み、複数の伸長フィラメントのそれぞれは、第１の端部と、中心区分と、第２の端部とを有する。複数のフィラメントの第１および第２の端部は、透過シェルの近位端において固着される。透過シェルは、編組まれた伸長弾性フィラメントの単一の層である。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する。透過シェルはまた、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も有し、複数の伸長フィラメントのそれぞれの中心区分は、透過シェルの遠位領域を通過する。

本発明の別の実施形態では、上記のデバイスを使用して、脳動脈瘤を処置するための方法が説明される。本方法は、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、自己拡張型弾性透過シェルを含む、デバイスを提供するステップを含む。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含み、複数の伸長フィラメントのそれぞれは、第１の端部と、中心区分と、第２の端部とを有する。複数のフィラメントの第１および第２の端部は、透過シェルの近位端において固着される。透過シェルは、編組まれた伸長弾性フィラメントの単一の層である。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する。透過シェルは、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も有し、複数の伸長フィラメントのそれぞれの中心区分は、透過シェルの遠位領域を通過する。本デバイスは、マイクロカテーテル内で低プロフィールの半径方向に拘束された状態において脳動脈内の着目領域まで前進させられる。本デバイスは、脳動脈瘤内で展開され、遠位透過シェル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。マイクロカテーテルは、デバイスを展開した後に、着目領域から引き抜かれる。

複数の伸長フィラメントは、透過シェルの遠位端においてともに固着されなくてもよい。複数のフィラメントは、少なくとも２つの異なる横寸法のフィラメントを含む。複数のフィラメントは、ニチノール、例えば、ニチノールワイヤを含んでもよい。フィラメントはまた、延伸充填管であってもよい。フィラメントのうちの少なくともいくつかは、ＰＧＬＡ、ＰＧＡ、およびＰＬＬＡ等の生体再吸収性材料から作製された生体再吸収性フィラメントであってもよい。

透過シェルの遠位端は、単一フィラメントから形成される複数のループで作製されてもよい。透過シェルの近位端は、単一フィラメントから形成される複数のループで作製されてもよい。本デバイスは、近位端に開口部を有してもよい。開口部は、少なくとも１ミリメートルの直径を有してもよい。開口部は、マイクロカテーテルの通過を可能にするように構成されてもよい。透過シェルの少なくとも一部は、ＣＥ３４抗体等の成長因子でコーティングされてもよい。

本デバイスは、随意に、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、透過層を有してもよく、透過層は、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、透過層は、透過シェルの内側または外側に配置される。本デバイスは、動脈瘤に送達されるインプラントのみであってもよく、すなわち、いかなる塞栓材料も透過シェル内に配置されない。代替として、透過シェルの少なくとも一部は、塞栓材料を含むように構成されてもよい。

開放近位端を有する、上記で説明されるデバイスに関して、インプラントまたは透過シェルは、動脈瘤に送達される（処置するために使用される）デバイスのみであってもよい。随意に、塞栓コイル等の付加的デバイスもまた、動脈瘤に送達されてもよい（例えば、インプラントまたは透過シェルの内側に配置される）。
本発明は、例えば、以下を提供する。
（項目１）
脳動脈瘤を処置するためのデバイスであって、織物編組メッシュを備えるインプラントを備え、前記インプラントは、ハブを伴う近位端と、遠位端と、前記近位端から前記遠位端まで延在する長手軸とを有し、
前記インプラントは、遠位領域と、近位領域と、前記インプラントの前記長手軸と実質的に垂直に位置し、前記遠位領域および前記近位領域の間に延在する、遷移領域とを有し、
前記インプラントは、展開されたときに拡張構成を有し、拡張されたインプラントは、前記遠位領域の近位部分から前記遷移領域を通って前記近位領域の遠位部分まで延在する、最大直径の領域を有し、
前記遠位領域の前記近位部分内の細孔の直径は、前記近位領域の前記遠位部分内の全ての細孔より大きい、デバイス。
（項目２）
前記遠位領域の前記近位部分内の細孔の直径は、３００μｍより大きい、項目１に記載のデバイス。
（項目３）
前記遠位領域の前記近位部分内の細孔の直径は、約３００μｍ～約９００μｍである、項目１に記載のデバイス。
（項目４）
前記遠位領域の前記近位部分内の細孔の直径は、約３００μｍ～約９００μｍ、約３００μｍ～約７００μｍ、および約３００μｍ～約５００μｍから成る群から選択される範囲内である、項目１に記載のデバイス。
（項目５）
前記近位領域の前記遠位部分内の細孔の直径は、２００μｍ未満である、項目１に記載のデバイス。
（項目６）
前記近位領域の前記遠位部分内の細孔の直径は、約５０μｍ～約２００μｍである、項目１に記載のデバイス。
（項目７）
前記近位領域の前記遠位部分内の細孔の直径は、約５０μｍ～約２００μｍ、約５０μｍ～約１５０μｍ、および約１００μｍ～約２００μｍから成る群から選択される範囲内である、項目１に記載のデバイス。
（項目８）
前記遷移領域は、約１０００μｍの高さである、項目１に記載のデバイス。
（項目９）
前記遷移領域は、前記インプラントの全高さの約０．５％～約２０％である高さを有する、項目１に記載のデバイス。
（項目１０）
前記遷移領域は、前記インプラントの全高さの約１％～約１５％、前記インプラントの全高さの約１％～約１０％、および前記インプラントの全高さの約３％～約８％から成る群から選択される高さを有する、項目１に記載のデバイス。
（項目１１）
脳動脈瘤を処置するための方法であって、
織物編組メッシュを備える、インプラントであって、ハブを伴う近位端と、遠位端と、前記近位端から前記遠位端まで延在する長手軸とを有する、インプラントを提供するステップであって、
前記インプラントは、遠位領域と、近位領域と、前記インプラントの前記長手軸と実質的に垂直に位置し、前記遠位領域および前記近位領域の間に延在する、遷移領域とを有し、前記インプラントは、展開されたときに拡張構成を有し、拡張されたインプラントは、前記遠位領域の近位部分から前記遷移領域を通って前記近位領域の遠位部分まで延在する、最大直径の領域を有し、
前記遠位領域の前記近位部分内の細孔の直径は、前記近位領域の前記遠位部分内の全ての細孔より大きい、
ステップと、
マイクロカテーテル内で低プロフィールの半径方向に拘束された状態の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、
前記脳動脈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、遠位透過シェルおよび近位透過シェルが、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、方法。
（項目１２）
前記遠位領域の前記近位部分内の細孔の直径は、３００μｍより大きい、項目１１に記載の方法。
（項目１３）
前記遠位領域の前記近位部分内の細孔の直径は、約３００μｍ～約９００μｍである、項目１１に記載の方法。
（項目１４）
前記遠位領域の前記近位部分内の細孔の直径は、約３００μｍ～約９００μｍ、約３００μｍ～約７００μｍ、および約３００μｍ～約５００μｍから成る群から選択される範囲内である、項目１１に記載の方法。
（項目１５）
前記近位領域の前記遠位部分内の細孔の直径は、２００μｍ未満である、項目１１に記載の方法。
（項目１６）
前記近位領域の前記遠位部分内の細孔の直径は、約５０μｍ～約２００μｍである、項目１１に記載の方法。
（項目１７）
前記近位領域の前記遠位部分内の細孔の直径は、約５０μｍ～約２００μｍ、約５０μｍ～約１５０μｍ、および約１００μｍ～約２００μｍから成る群から選択される範囲内である、項目１１に記載の方法。
（項目１８）
前記遷移領域は、約１０００μｍの高さである、項目１１に記載の方法。
（項目１９）
前記遷移領域は、前記インプラントの全高さの約０．５％～約２０％である高さを有する、項目１１に記載の方法。
（項目２０）
前記遷移領域は、前記インプラントの全高さの約１％～約１５％、前記インプラントの全高さの約１％～約１０％、および前記インプラントの全高さの約３％～約８％から成る群から選択される高さを有する、項目１１に記載の方法。
（項目２１）
脳動脈瘤脳動脈瘤を処置するためのデバイスであって、
第１の端部と、第２の端部と、前記第１の端部から前記第２の端部まで延在する編組まれた伸長可撓性フィラメントとを有する、支持構造であって、前記支持構造は、低プロフィールの半径方向に拘束された状態と、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拡張状態とを有する、支持構造であって、前記拡張状態は、第１の領域と、遷移ゾーンと、第２の領域とを有する、実質的に管状の形状を有する区分を備える、支持構造と、
ハブであって、前記伸長可撓性フィラメントは、前記ハブによって前記第１の端部において集合させられる、ハブと、
を備え、
前記第１の領域は、前記第１の領域中の前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、前記複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有し、
前記遷移ゾーンは、前記第１の領域に直接隣接し、前記遷移ゾーン内の前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、前記複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有し、
前記第２の領域は、前記遷移ゾーンに直接隣接し、前記遷移ゾーンと前記支持構造の前記第１の端部との間に位置し、前記第２の領域は、前記第２の領域中の前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、前記複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有し、
前記第１の領域に隣接する前記遷移ゾーン内の細孔の直径は、前記第２の領域に隣接する前記遷移ゾーン内の細孔の直径より大きく、
前記第１の領域の細孔の直径は、前記第２の領域内の前記複数の細孔のそれぞれの直径より大きい、デバイス。
（項目２２）
前記実質的に管状の形状を有する区分は、前記区分の全体を通して実質的に同一である直径を有する、項目２１に記載のデバイス。
（項目２３）
前記伸長可撓性フィラメントは、前記第１の端部から前記第２の端部まで一定の直径を有する、項目２１に記載のデバイス。
（項目２４）
前記第１の領域内の細孔の直径は、３００μｍより大きい、項目２１に記載のデバイス。
（項目２５）
前記第２の領域内の細孔の直径は、２００μｍ未満より大きい、項目２１に記載のデバイス。
（項目２６）
前記遷移ゾーンは、約１０００μｍである、項目２１に記載のデバイス。
（項目２７）
前記遷移ゾーンは、拡張された前記デバイスの全高さの約１～約１５％である高さを有する、項目２１に記載のデバイス。
（項目２８）
前記遷移ゾーンは、拡張された前記デバイスの全高さの約２０％未満である高さを有する、項目２１に記載のデバイス。
（項目２９）
前記遷移ゾーンは、少なくとも、前記第１の領域に隣接して位置する第１の細孔と、前記第２の領域に隣接して位置する第２の細孔とを備え、前記第１の細孔の直径は、前記第２の細孔の直径より大きい、項目２１に記載のデバイス。
（項目３０）
前記伸長可撓性フィラメントは、ニチノールを含む、項目２１に記載のデバイス。
（項目３１）
前記伸長可撓性フィラメントは、延伸充填管フィラメントである、項目２１に記載のデバイス。
（項目３２）
前記延伸充填管フィラメントは、ニチノールと、高度に放射線不透過性の材料とを含む、項目３１に記載のデバイス。
（項目３３）
前記高度に放射線不透過性の材料は、白金、白金合金、金、またはタンタルから成る群から選択される、項目３２に記載のデバイス。
（項目３４）
前記伸長可撓性フィラメントは、ニチノールワイヤおよび延伸充填管の混合物を含む、項目２１に記載のデバイス。
（項目３５）
前記伸長可撓性フィラメントは、約０．０００５インチ～約０．００２インチの横寸法を有する、項目２１に記載のデバイス。
（項目３６）
前記伸長可撓性フィラメントは、約０．０００７５インチ～０．００１２５インチの横寸法を有する、項目２１に記載のデバイス。
（項目３７）
前記編組まれた伸長可撓性フィラメントは、それぞれ横寸法を有する、第１および第２のフィラメントを含み、前記第１のフィラメントの前記横寸法は、前記第２のフィラメントの前記横寸法より小さい、項目２１に記載のデバイス。
（項目３８）
前記支持構造は、約７６～２１６本のフィラメントを含む、項目２１に記載のデバイス。
（項目３９）
付加的ハブをさらに備え、前記伸長可撓性フィラメントは、前記付加的ハブによって前記第２の端部において集合させられる、項目２１に記載のデバイス。
（項目４０）
前記ハブは、放射線不透過性である、項目２１に記載のデバイス。
（項目４１）
前記第１のハブは、前記拡張状態で前記第１の端部において陥凹状である、項目２１に記載のデバイス。
（項目４２）
前記付加的ハブは、前記拡張状態で前記第２の端部において陥凹状である、項目３９に記載のデバイス。
（項目４３）
前記伸長可撓性フィラメントは、前記第２の端部において集合させられない、項目２１に記載のデバイス。
（項目４４）
前記第２の端部は、開放している、項目２１に記載のデバイス。
（項目４５）
脳動脈瘤を処置するための方法であって、
第１の端部と、第２の端部と、前記第１の端部から前記第２の端部まで延在する編組まれた伸長可撓性フィラメントとを有する、支持構造であって、低プロフィールの半径方向に拘束された状態と、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拡張状態とを有する、支持構造であって、前記拡張状態は、第１の領域と、遷移ゾーンと、第２の領域とを有する、実質的に管状の形状を有する区分を備える、支持構造と、
ハブであって、前記伸長可撓性フィラメントは、前記ハブによって前記第１の端部において集合させられる、ハブと、
を有する、インプラントであって、
前記第１の領域は、前記第１の領域中の前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、前記複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有し、
前記遷移ゾーンは、前記第１の領域に直接隣接し、前記遷移ゾーン内の前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、前記複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有し、
前記第２の領域は、前記遷移ゾーンに直接隣接し、前記遷移ゾーンと前記支持構造の前記第１の端部との間に位置し、前記第２の領域は、前記第２の領域中の前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される複数の細孔を備え、前記複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有し、
前記第１の領域に隣接する前記遷移ゾーン内の細孔の直径は、前記第２の領域に隣接する前記遷移ゾーン内の細孔の直径より大きく、
前記第１の領域内の細孔の直径は、前記第２の領域内の前記複数の細孔のそれぞれの直径より大きい、
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低プロフィールの半径方向に拘束された状態の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、
前記脳動脈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、遠位透過シェルおよび近位透過シェルが、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、方法。
（項目４６）
前記実質的に管状の形状を有する区分は、前記区分の全体を通して実質的に同一である直径を有する、項目４５に記載の方法。
（項目４７）
前記伸長可撓性フィラメントは、前記第１の端部から前記第２の端部まで一定の直径を有する、項目４５に記載の方法。
（項目４８）
前記第１の領域内の細孔の直径は、３００μｍより大きい、項目４５に記載の方法。
（項目４９）
前記第２の領域内の細孔の直径は、２００μｍ未満より大きい、項目４５に記載の方法。
（項目５０）
前記遷移ゾーンは、拡張された前記デバイスの全高さの約１～約１５％である高さを有する、項目４５に記載の方法。
（項目５１）
前記遷移ゾーンは、拡張された前記デバイスの全高さの約２０％未満である高さを有する、項目４５に記載の方法。
（項目５２）
前記遷移ゾーンは、少なくとも、前記第１の領域に隣接して位置する第１の細孔と、前記第２の領域に隣接して位置する第２の細孔とを備え、前記第１の細孔の直径は、前記第２の細孔の直径より大きい、項目４５に記載の方法。
（項目５３）
前記伸長可撓性フィラメントは、ニチノールを含む、項目４５に記載の方法。
（項目５４）
前記伸長可撓性フィラメントは、延伸充填管フィラメントである、項目４５に記載の方法。
（項目５５）
前記延伸充填管フィラメントは、ニチノールと、高度に放射線不透過性の材料とを含む、項目４５に記載の方法。
（項目５６）
前記高度に放射線不透過性の材料は、白金、白金合金、金、またはタンタルから成る群から選択される、項目４５に記載の方法。
（項目５７）
前記伸長可撓性フィラメントは、ニチノールワイヤおよび延伸充填管の混合物を含む、項目４５に記載の方法。
（項目５８）
前記伸長可撓性フィラメントは、約０．０００５インチ～約０．００２インチの横寸法を有する、項目４５に記載の方法。
（項目５９）
前記伸長可撓性フィラメントは、約０．０００７５インチ～０．００１２５インチの横寸法を有する、項目４５に記載の方法。
（項目６０）
前記編組まれた伸長可撓性フィラメントは、それぞれ横寸法を有する、第１および第２のフィラメントを含み、前記第１のフィラメントの前記横寸法は、前記第２のフィラメントの前記横寸法より小さい、項目４５に記載の方法。
（項目６１）
前記支持構造は、約７６～２１６本のフィラメントを含む、項目４５に記載の方法。
（項目６２）
付加的ハブをさらに備え、前記伸長可撓性フィラメントは、前記付加的ハブによって前記第２の端部において集合させられる、項目４５に記載の方法。
（項目６３）
前記ハブは、放射線不透過性である、項目４５に記載の方法。
（項目６４）
前記第１のハブは、前記拡張状態で前記第１の端部において陥凹状である、項目４５に記載の方法。
（項目６５）
前記付加的ハブは、前記拡張状態で前記第２の端部において陥凹状である、項目６２に記載の方法。
（項目６６）
前記伸長可撓性フィラメントは、前記第２の端部において集合させられない、項目４５に記載の方法。
（項目６７）
前記第２の端部は、開放している、項目４５に記載の方法。
（項目６８）
脳動脈瘤を処置するためのデバイスであって、
第１の端部と、第２の端部と、前記第１の端部から前記第２の端部まで延在する編組まれた伸長可撓性フィラメントとを有する、支持構造であって、低プロフィールの半径方向に拘束された状態と、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拡張状態とを有する、支持構造であって、前記拡張状態は、第１の領域と、遷移ゾーンと、第２の領域とを有する、実質的に管状の形状を有する区分を備える、支持構造と、
ハブであって、前記伸長可撓性フィラメントは、前記ハブによって前記第１の端部において集合させられる、ハブと、
を備え、
前記第１の領域の前記可撓性フィラメントは、複数の細孔を画定し、各細孔を画定する前記フィラメントは、第１の菱形に配列され、各細孔は、前記第１の領域の前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される、第１の直径を有し、
前記遷移ゾーンは、前記第１の領域に直接隣接し、複数の細孔を画定する可撓性フィラメントを備え、各細孔は、前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される直径を有し、
前記遷移ゾーンに直接隣接する前記第２の領域の前記可撓性フィラメントは、前記遷移ゾーンと前記支持構造の前記第１の端部との間に位置し、前記第２の領域の前記フィラメントは、複数の細孔を画定し、各細孔を画定する前記フィラメントは、第２の菱形に配列され、各細孔は、前記第２の領域の前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される、第２の直径を有し、
前記第１の菱形は、６時の位置における角度が前記第１の端部に最も近いときに、３時の位置で角度β１を画定し、
前記第２の菱形は、６時の位置における角度が前記第１の端部に最も近いときに、３時の位置で角度β２を画定し、
角度β１は、角度β２より大きい、デバイス。
（項目６９）
角度β１は、約３５°～６５°である、項目６８に記載のデバイス。
（項目７０）
角度β１は、約４５°～５５°である、項目６８に記載のデバイス。
（項目７１）
角度β２は、約２５°～４５°である、項目６８に記載のデバイス。
（項目７２）
角度β２は、約３０°～４０°である、項目６８に記載のデバイス。
（項目７３）
前記実質的に管状の形状を有する区分は、前記区分の全体を通して実質的に同一である直径を有する、項目６８に記載のデバイス。
（項目７４）
前記伸長可撓性フィラメントは、前記第１の端部から前記第２の端部まで一定の直径を有する、項目６８に記載のデバイス。
（項目７５）
前記遷移ゾーンは、約３００μｍ～約１０００μｍの高さである、項目６８に記載のデバイス。
（項目７６）
前記遷移ゾーンは、拡張された前記デバイスの全高さの約１～約１５％である高さを有する、項目６８に記載のデバイス。
（項目７７）
前記遷移ゾーンは、拡張された前記デバイスの全高さの約２０％未満である高さを有する、項目６８に記載のデバイス。
（項目７８）
前記伸長可撓性フィラメントは、ニチノールを含む、項目６８に記載のデバイス。
（項目７９）
前記伸長可撓性フィラメントは、延伸充填管フィラメントである、項目６８に記載のデバイス。
（項目８０）
前記延伸充填管フィラメントは、ニチノールと、高度に放射線不透過性の材料とを含む、項目７９に記載のデバイス。
（項目８１）
前記高度に放射線不透過性の材料は、白金、白金合金、金、またはタンタルから成る群から選択される、項目８０に記載のデバイス。
（項目８２）
前記伸長可撓性フィラメントは、ニチノールワイヤおよび延伸充填管の混合物を含む、項目６８に記載のデバイス。
（項目８３）
前記伸長可撓性フィラメントは、約０．０００５インチ～約０．００２インチの横寸法を有する、項目６８に記載のデバイス。
（項目８４）
前記伸長可撓性フィラメントは、約０．０００７５インチ～０．００１２５インチの横寸法を有する、項目６８に記載のデバイス。
（項目８５）
前記編組まれた伸長可撓性フィラメントは、それぞれ横寸法を有する、第１および第２のフィラメントを含み、前記第１のフィラメントの前記横寸法は、前記第２のフィラメントの前記横寸法より小さい、項目６８に記載のデバイス。
（項目８６）
前記支持構造は、約７６～２１６本のフィラメントを含む、項目６８に記載のデバイス。
（項目８７）
付加的ハブをさらに備え、前記伸長可撓性フィラメントは、前記付加的ハブによって前記第２の端部において集合させられる、項目６８に記載のデバイス。
（項目８８）
前記ハブは、放射線不透過性である、項目６８に記載のデバイス。
（項目８９）
前記ハブは、前記拡張状態で前記第１の端部において陥凹状である、項目６８に記載のデバイス。
（項目９０）
前記付加的ハブは、前記拡張状態で前記第２の端部において陥凹状である、項目８７に記載のデバイス。
（項目９１）
前記伸長可撓性フィラメントは、前記第２の端部において集合させられない、項目６８に記載のデバイス。
（項目９２）
前記第２の端部は、開放している、項目６８に記載のデバイス。
（項目９３）
脳動脈瘤を処置するための方法であって、
第１の端部と、第２の端部と、前記第１の端部から前記第２の端部まで延在する編組まれた伸長可撓性フィラメントとを有する、支持構造であって、低プロフィールの半径方向に拘束された状態と、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拡張状態とを有する、支持構造であって、前記拡張状態は、第１の領域と、遷移ゾーンと、第２の領域とを有する、実質的に管状の形状を有する区分を備える、支持構造と、
ハブであって、前記伸長可撓性フィラメントは、前記ハブによって前記第１の端部において集合させられる、ハブと、
を有する、インプラントであって、
前記第１の領域の前記可撓性フィラメントは、複数の細孔を画定し、各細孔を画定する前記フィラメントは、第１の菱形に配列され、各細孔は、前記第１の領域の前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される、第１の直径を有し、
前記遷移ゾーンは、前記第１の領域に直接隣接し、複数の細孔を画定する可撓性フィラメントを備え、各細孔は、前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される直径を有し、
前記遷移ゾーンに直接隣接する前記第２の領域の前記可撓性フィラメントは、前記遷移ゾーンと前記支持構造の前記第１の端部との間に位置し、前記第２の領域の前記フィラメントは、複数の細孔を画定し、各細孔を画定する前記フィラメントは、第２の菱形に配列され、各細孔は、前記第２の領域の前記編組まれた伸長可撓性フィラメントによって画定される、第２の直径を有し、
前記第１の菱形は、６時の位置における角度が前記第１の端部に最も近いときに、３時の位置で角度β１を画定し、
前記第２の菱形は、６時の位置における角度が前記第１の端部に最も近いときに、３時の位置で角度β２を画定し、
角度β１は、角度β２より大きい、
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低プロフィールの半径方向に拘束された状態の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、
前記脳動脈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、遠位透過シェルおよび近位透過シェルが、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、方法。
（項目９４）
角度β１は、約３５°～６５°である、項目９３に記載の方法。
（項目９５）
角度β１は、約４５°～５５°である、項目９３に記載の方法。
（項目９６）
角度β２は、約２５°～４５°である、項目９３に記載の方法。
（項目９７）
角度β２は、約３０°～４０°である、項目９３に記載の方法。
（項目９８）
前記実質的に管状の形状を有する区分は、前記区分の全体を通して実質的に同一である直径を有する、項目９３に記載の方法。
（項目９９）
前記伸長可撓性フィラメントは、前記第１の端部から前記第２の端部まで一定の直径を有する、項目９３に記載の方法。
（項目１００）
前記遷移ゾーンは、約３００μｍ～約１０００μｍの高さである、項目９３に記載の方法。
（項目１０１）
前記遷移ゾーンは、拡張された前記デバイスの全高さの約１～約１５％である高さを有する、項目９３に記載の方法。
（項目１０２）
前記遷移ゾーンは、拡張された前記デバイスの全高さの約２０％未満である高さを有する、項目９３に記載の方法。
（項目１０３）
前記伸長可撓性フィラメントは、ニチノールを含む、項目９３に記載の方法。
（項目１０４）
前記伸長可撓性フィラメントは、延伸充填管フィラメントである、項目９３に記載の方法。
（項目１０５）
前記延伸充填管フィラメントは、ニチノールと、高度に放射線不透過性の材料とを含む、項目１０４に記載の方法。
（項目１０６）
前記高度に放射線不透過性の材料は、白金、白金合金、金、またはタンタルから成る群から選択される、項目１０５に記載の方法。
（項目１０７）
前記伸長可撓性フィラメントは、ニチノールワイヤおよび延伸充填管の混合物を含む、項目９３に記載の方法。
（項目１０８）
前記伸長可撓性フィラメントは、約０．０００５インチ～約０．００２インチの横寸法を有する、項目９３に記載の方法。
（項目１０９）
前記伸長可撓性フィラメントは、約０．０００７５インチ～０．００１２５インチの横寸法を有する、項目９３に記載の方法。
（項目１１０）
前記編組まれた伸長可撓性フィラメントは、それぞれ横寸法を有する、第１および第２のフィラメントを含み、前記第１のフィラメントの前記横寸法は、前記第２のフィラメントの前記横寸法より小さい、項目９３に記載の方法。
（項目１１１）
前記支持構造は、約７６～２１６本のフィラメントを含む、項目９３に記載の方法。
（項目１１２）
付加的ハブをさらに備え、前記伸長可撓性フィラメントは、前記付加的ハブによって前記第２の端部において集合させられる、項目９３に記載の方法。
（項目１１３）
前記ハブは、放射線不透過性である、項目９３に記載の方法。
（項目１１４）
前記第１のハブは、前記拡張状態で前記第１の端部において陥凹状である、項目９３に記載の方法。
（項目１１５）
前記付加的ハブは、前記拡張状態で前記第２の端部において陥凹状である、項目９３に記載の方法。
（項目１１６）
前記伸長可撓性フィラメントは、前記第２の端部において集合させられない、項目９３に記載の方法。
（項目１１７）
前記第２の端部は、開放している、項目９３に記載の方法。
（項目１１８）
管状編組を形成する方法であって、
円盤の中心から垂直に延在するマンドレル上に複数の伸長弾性フィラメントを装填するステップであって、前記円盤は、各フィラメントが、前記マンドレルから前記円盤の円周縁に向かって半径方向に延在し、隣接係合点から距離ｄによって分離される独立係合点において前記円盤の前記円周縁に係合するように、平面および前記円周縁を画定する、ステップと、
フィラメントの第１のサブセットのそれぞれに初期張力Ｔ _ｉ１ を、フィラメントの第２のサブセットに初期張力Ｔ _ｉ２ を印加するステップと、
前記複数のフィラメントおよび前記マンドレル上に加重構造を配置するステップであって、前記加重構造は、前記マンドレル上の前記複数のフィラメントのプロフィールよりわずかに大きい内径を有し、前記加重構造は、重量Ｗ _１ を有する、ステップと、
前記フィラメントの第１のサブセットを複数のアクチュエータと係合させるステップと、
前記円盤の前記円周縁を超えた半径方向位置まで略半径方向に前記係合されたフィラメントを移動させるように、前記複数のアクチュエータを操作するステップと、
前記円盤または前記複数のアクチュエータのうちの少なくとも１つを回転させるステップであって、それによって、相互に関して前記フィラメントの第２のサブセットおよび前記フィラメントの第１のサブセットを離散距離で回転変位させ、前記フィラメントの第１のサブセットに前記フィラメントの第２のサブセットを超えて交差させるステップと、
前記円盤の前記円周縁に向かって略半径方向に前記フィラメントの第１のサブセットを移動させるように、前記複数のアクチュエータを操作するステップであって、前記第１のサブセットの中の各フィラメントは、その前の係合点からの円周方向距離である係合点において前記円盤の前記円周縁に係合する、ステップと、
前記フィラメントの第２のサブセットを係合させるステップと、
前記円盤の前記円周縁を超えた半径方向位置まで前記係合されたフィラメントを移動させるように、前記複数のアクチュエータを操作するステップと、
前記円盤または前記複数のアクチュエータのうちの少なくとも１つを回転させるステップであって、それによって、相互に関してフィラメントの第２のサブセットおよび前記フィラメントの第１のサブセットを離散距離で回転変位させ、前記フィラメントの第２のサブセットに前記フィラメントの第１のサブセットを超えて交差させるステップと、
前記円盤の前記円周縁に向かって略半径方向に前記フィラメントの第２のサブセットを移動させるように、前記複数のアクチュエータを操作するステップであって、前記第２のサブセットの中の各フィラメントは、その前の係合点からの円周方向距離である係合点において前記円盤の前記円周縁に係合する、ステップと、
複数の細孔を有する管状編組の第１の部分を形成するように、上記のステップを繰り返すステップであって、前記第１の部分内の前記複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する、ステップと、
重量Ｗ _１ と異なる重量Ｗ _２ が前記複数のフィラメントおよび前記マンドレル上に印加されるように、前記加重構造を交換または変更するステップと、
複数の細孔を有する前記管状編組の第２の部分を形成し続けるように、前記重量Ｗ _２ を用いて上記のステップを繰り返すステップであって、前記第２の部分内の前記複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有し、前記第１の部分内の前記複数の細孔の平均直径は、前記第２の部分内の前記複数の細孔の平均直径と異なる、ステップとを含む、方法。
（項目１１９）
Ｔ _ｉ１ は、Ｔ _ｉ２ に等しい、項目１１８に記載の方法。
（項目１２０）
Ｗ _１ は、Ｗ _２ より大きい、項目１１８に記載の方法。
（項目１２１）
前記マンドレルは、実質的に垂直な方向に延在する、項目１１８に記載の方法。
（項目１２２）
前記初期張力Ｔ _ｉ１ は、第１の複数の張力要素を前記フィラメントの第１のサブセットに連結することによって印加される、項目１１８に記載の方法。
（項目１２３）
前記第１の複数の張力要素は、重量を備える、項目１２２に記載の方法。
（項目１２４）
前記フィラメントの第１のサブセットおよび前記フィラメントの第２のサブセットのそれぞれに二次張力Ｔ _ｓ１ を印加するステップをさらに含む、項目１１８に記載の方法。
（項目１２５）
前記二次張力Ｔ _ｓ１ は、重量を前記フィラメントの第１のサブセットおよび前記フィラメントの第２のサブセットのそれぞれに追加することによって印加される、項目１２４に記載の方法。
（項目１２６）
前記二次張力Ｔ _ｓ１ は、重量を前記フィラメントの第１のサブセットおよび前記フィラメントの第２のサブセットのそれぞれに対して除去することによって印加される、項目１２４に記載の方法。
（項目１２７）
Ｗ _１ は、Ｗ _２ より少なくとも１．５倍大きい、項目１１８に記載の方法。
（項目１２８）
Ｗ _１ は、少なくとも２６３グラムである、項目１１８に記載の方法。
（項目１２９）
前記第１の部分は、第１の編組密度ＢＤ _１ を有し、前記第２の部分は、第２の編組密度ＢＤ _２ を有し、ＢＤ _１ は、ＢＤ _２ と異なる、項目１１８に記載の方法。
（項目１３０）
前記第２の編組密度ＢＤ _２ は、前記第１の編組密度ＢＤ _１ より大きい、項目１２９に記載の方法。
（項目１３１）
前記第２の編組密度ＢＤ _２ は、前記第１の編組密度ＢＤ _１ の約１．２５～約５．０倍の範囲内である、項目１２９に記載の方法。
（項目１３２）
前記第２の編組密度ＢＤ _２ は、前記第１の編組密度ＢＤ _１ の約１．５０～約２．０倍の範囲内である、項目１２９に記載の方法。
（項目１３３）
前記第２の編組密度ＢＤ _２ は、約０．１５～約０．４０である、項目１２９に記載の方法。
（項目１３４）
前記第２の編組密度ＢＤ _２ は、約０．１７～約０．３０である、項目１２９に記載の方法。
（項目１３５）
前記第１の編組密度ＢＤ _１ は、約０．１０～０．２０である、項目１２９に記載の方法。
（項目１３６）
前記第１の編組密度ＢＤ _１ は、約０．１０～０．１５である、項目１２９に記載の方法。
（項目１３７）
前記第２の部分内の前記複数の細孔の前記平均直径は、２００μｍまたはそれ未満である、項目１１８に記載の方法。
（項目１３８）
前記第２の部分内の前記複数の細孔の前記平均直径は、約５０μｍ～約２００μｍおよび約１００μｍ～約２００μｍから成る群から選択される範囲である、項目１１８に記載の方法。
（項目１３９）
前記第１の部分内の前記複数の細孔の前記平均直径は、２００μｍより大きい、項目１１８に記載の方法。
（項目１４０）
前記第１の部分内の前記複数の細孔の前記平均直径は、３００μｍより大きい、項目１１８に記載の方法。
（項目１４１）
前記管状編組の第１の端部において前記複数の伸長弾性フィラメントの端部を固着するステップと、
前記管状編組の少なくとも一部を変形させるステップと、
実質的に剛性のツールを用いて、少なくとも部分的に変形した状態で前記管状編組を維持するステップと、
有意な分子再配向が前記伸長弾性フィラメント内で起こる臨界温度を超えて前記少なくとも部分的に変形した管状編組を上昇させるステップと、
前記臨界温度を下回って前記管状編組を低下させるステップと、
実質的に剛性のツールを除去するステップと、をさらに含む、項目１１８に記載の方法。
（項目１４２）
管状編組を形成する方法であって、
円盤の中心から垂直に延在する溝付マンドレルアセンブリ上に、それぞれ第１および第２の端部を有する、複数の伸長弾性フィラメントを装填するステップであって、前記円盤は、平面および円周縁を画定し、前記溝付マンドレルアセンブリは、第１の端部において円筒狭間胸壁様構造によって取り囲まれる凸状キャップを備え、前記円筒狭間胸壁様構造は、各フィラメントの中央部分が前記凸状キャップを横断して位置付けられ、第１および第２のスロットを通過するように、複数の支柱によって分離される複数のスロットを有し、前記複数のフィラメントの前記第１および第２の端部のそれぞれは、前記溝付マンドレルアセンブリから前記円盤の前記円周縁に向かって半径方向に延在し、隣接係合点から距離ｄによって分離される独立係合点において前記円盤の前記円周縁に係合する、ステップと、
フィラメントの第１のサブセットのそれぞれに初期張力Ｔ _ｉ１ を、フィラメントの第２のサブセットに初期張力Ｔ _ｉ２ を印加するステップと、
前記複数のフィラメントおよび前記マンドレル上に加重構造を配置するステップであって、前記加重構造は、前記マンドレル上の前記複数のフィラメントのプロフィールよりわずかに大きい内径を有し、前記加重構造は、重量Ｗ _１ を有する、ステップと、
前記フィラメントの第１のサブセットを複数のアクチュエータと係合させるステップと、
前記円盤の前記円周縁を超えた半径方向位置まで略半径方向に前記係合されたフィラメントを移動させるように、前記複数のアクチュエータを操作するステップと、
前記円盤または前記複数のアクチュエータのうちの少なくとも１つを回転させるステップであって、それによって、相互に関して前記フィラメントの第２のサブセットおよび前記フィラメントの第１のサブセットを離散距離で回転変位させ、前記フィラメントの第１のサブセットに前記フィラメントの第２のサブセットを超えて交差させるステップと、
前記円盤の前記円周縁に向かって略半径方向に前記フィラメントの第１のサブセットを移動させるように、前記複数のアクチュエータを操作するステップであって、前記第１のサブセットの中の各フィラメントは、その前の係合点からの円周方向距離である係合点において前記円盤の前記円周縁に係合する、ステップと、
前記フィラメントの第２のサブセットを係合させるステップと、
前記円盤の前記円周縁を超えた半径方向位置まで前記係合されたフィラメントを移動させるように、前記複数のアクチュエータを操作するステップと、
前記円盤または前記複数のアクチュエータのうちの少なくとも１つを回転させるステップであって、それによって、相互に関してフィラメントの第２のサブセットおよび前記フィラメントの第１のサブセットを離散距離で回転変位させ、前記フィラメントの第２のサブセットに前記フィラメントの第１のサブセットを超えて交差させるステップと、
前記円盤の前記円周縁に向かって略半径方向に前記フィラメントの第２のサブセットを移動させるように、前記複数のアクチュエータを操作するステップであって、前記第２のサブセットの中の各フィラメントは、その前の係合点からの円周方向距離である係合点において前記円盤の前記円周縁に係合する、ステップと、
複数の細孔を有する管状編組の第１の部分を形成するように、上記のステップを繰り返すステップであって、前記第１の部分内の前記複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有する、ステップと、
を含む、方法。
（項目１４３）
重量Ｗ _１ と異なる重量Ｗ _２ が前記複数のフィラメントおよび前記マンドレル上に印加されるように、前記加重構造を交換または変更するステップと、
複数の細孔を有する前記管状編組の第２の部分を形成し続けるように、前記重量Ｗ _２ を用いて上記のステップを繰り返すステップであって、前記第２の部分内の前記複数の細孔のうちの各細孔は、直径を有し、前記第１の部分内の前記複数の細孔の平均直径は、前記第２の部分内の前記複数の細孔の平均直径と異なる、ステップと、をさらに含む、項目１４２に記載の方法。
（項目１４４）
前記円筒狭間胸壁様構造は、少なくとも１８個のスロットを備える、項目１４２に記載の方法。
（項目１４５）
前記円筒狭間胸壁様構造は、前記溝付マンドレルアセンブリの周囲に３６０°延在し、前記第１のスロットは、前記第２のスロットから約１８０°に位置する、項目１４２に記載の方法。
（項目１４６）
前記円筒狭間胸壁様構造は、前記溝付マンドレルアセンブリの周囲に３６０°延在し、前記第１のスロットは、前記第２のスロットから約１８０°未満に位置する、項目１４２に記載の方法。
（項目１４７）
前記円筒狭間胸壁様構造は、前記溝付マンドレルアセンブリの周囲に３６０°延在し、前記第１のスロットは、前記第２のスロットから約９０°未満に位置する、項目１４２に記載の方法
（項目１４８）
前記円筒狭間胸壁様構造は、前記溝付マンドレルアセンブリの周囲に３６０°延在し、前記第１のスロットは、前記第２のスロットから３０°～１６０°に位置する、項目１４２に記載の方法
（項目１４９）
Ｔ _ｉ１ は、Ｔ _ｉ２ に等しい、項目１４２に記載の方法。
（項目１５０）
患者の血管系内の動脈瘤の処置のためのデバイスであって、
近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、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、前記複数の伸長フィラメントのそれぞれは、第１の端部と、中心区分と、第２の端部とを有し、前記複数のフィラメントの前記第１および第２の端部は、前記透過シェルの前記近位端において固着され、前記透過シェルは、編組まれた伸長弾性フィラメントの単一の層である、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、
前記透過シェルは、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を有し、前記複数の伸長フィラメントのそれぞれの前記中心区分は、前記透過シェルの遠位領域を通過する、デバイス。
（項目１５１）
前記複数の伸長フィラメントは、前記透過シェルの前記遠位端においてともに固着されない、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１５２）
前記複数のフィラメントは、少なくとも２つの異なる横寸法のフィラメントを含む、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１５３）
前記フィラメントのうちのいくつかは、白金を含む、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１５４）
前記フィラメントのうちのいくつかは、延伸充填管である、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１５５）
前記透過シェルの前記遠位端は、単一フィラメントから形成される複数のループを備える、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１５６）
前記透過シェルの前記近位端は、単一フィラメントから形成される複数のループを備える、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１５７）
近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、透過層をさらに備え、前記透過層は、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記透過層は、前記透過シェルの内側または外側に配置される、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１５８）
前記透過シェルの少なくとも一部は、成長因子でコーティングされる、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１５９）
前記成長因子は、ＣＥ３４抗体である、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１６０）
前記フィラメントのうちの少なくともいくつかは、生体再吸収性フィラメントを含む、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１６１）
前記生体再吸収性フィラメントは、ＰＧＬＡ、ＰＧＡ、およびＰＬＬＡフィラメントのうちの少なくとも１つを含む、項目１６０に記載のデバイス。
（項目１６２）
前記近位端に開口部をさらに備える、項目１５０に記載のデバイス。
（項目１６３）
前記開口部は、少なくとも１ミリメートルの直径を有する、項目１６２に記載のデバイス。
（項目１６４）
前記開口部は、マイクロカテーテルの通過を可能にするように構成される、項目１６２に記載のデバイス。
（項目１６５）
前記透過シェルの少なくとも一部は、塞栓材料を含むように構成される、項目１６２に記載のデバイス。
（項目１６６）
脳動脈瘤を処置するための方法であって、
近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、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、前記複数の伸長フィラメントのそれぞれは、第１の端部と、中心区分と、第２の端部とを有し、前記複数のフィラメントの前記第１および第２の端部は、前記透過シェルの前記近位端において固着され、前記透過シェルは、編組まれた伸長弾性フィラメントの単一の層である、シェルを有する、インプラントであって、
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、
前記透過シェルは、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を有し、前記複数の伸長フィラメントのそれぞれの前記中心区分は、前記透過シェルの遠位領域を通過する、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低プロフィールの半径方向に拘束された状態の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、
前記脳動脈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、遠位透過シェルは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、方法。
（項目１６７）
前記複数の伸長フィラメントは、前記透過シェルの前記遠位端においてともに固着されない、項目１６６に記載の方法。
（項目１６８）
前記複数のフィラメントは、少なくとも２つの異なる横寸法のフィラメントを含む、項目１６６に記載の方法。
（項目１６９）
前記フィラメントのうちのいくつかは、白金を含む、項目１６６に記載の方法。
（項目１７０）
前記フィラメントのうちのいくつかは、延伸充填管である、項目１６６に記載の方法。
（項目１７１）
前記透過シェルの前記遠位端は、単一フィラメントから形成される複数のループを備える、項目１６６に記載の方法。
（項目１７２）
前記透過シェルの前記近位端は、単一フィラメントから形成される複数のループを備える、項目１６６に記載の方法。
（項目１７３）
近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、透過層をさらに備え、前記透過層は、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを備え、前記透過層は、前記透過シェルの内側または外側に配置される、項目１６６に記載の方法。
（項目１７４）
前記透過シェルの少なくとも一部は、成長因子でコーティングされる、項目１６６に記載の方法。
（項目１７５）
前記成長因子は、ＣＥ３４抗体である、項目１７４に記載の方法。
（項目１７６）
前記フィラメントのうちの少なくともいくつかは、生体再吸収性フィラメントを含む、項目１６６に記載の方法。
（項目１７７）
前記生体再吸収性フィラメントは、ＰＧＬＡ、ＰＧＡ、およびＰＬＬＡフィラメントのうちの少なくとも１つを含む、項目１７６に記載の方法。
（項目１７８）
前記近位端に開口部をさらに備える、項目１６６に記載の方法。
（項目１７９）
前記開口部は、少なくとも１ミリメートルの直径を有する、項目１７８に記載の方法。
（項目１８０）
前記開口部は、マイクロカテーテルの通過を可能にするように構成される、項目１７８に記載の方法。
（項目１８１）
前記透過シェルの少なくとも一部は、塞栓材料を含むように構成される、項目１６６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、傾斜した角度で動脈瘤内に展開される、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の部分区分における立面図である。 図２８は、不規則形状の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の部分区分における立面図である。 図２９は、血管欠陥の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区分における立面図を示す。 図３０は、一式の破線によって示される密封ゾーンの実施形態を伴う、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の近位斜視図を示す。 図３１－３５は、患者の血管系の処置のためのデバイスの透過シェルに使用されてもよい、編組パターンの種々の異なる実施形態を図示する。 図３１－３５は、患者の血管系の処置のためのデバイスの透過シェルに使用されてもよい、編組パターンの種々の異なる実施形態を図示する。 図３１－３５は、患者の血管系の処置のためのデバイスの透過シェルに使用されてもよい、編組パターンの種々の異なる実施形態を図示する。 図３１－３５は、患者の血管系の処置のためのデバイスの透過シェルに使用されてもよい、編組パターンの種々の異なる実施形態を図示する。 図３１－３５は、患者の血管系の処置のためのデバイスの透過シェルに使用されてもよい、編組パターンの種々の異なる実施形態を図示する。 図３６は、デバイスの透過シェル構造に非構造性繊維を含む、患者の血管系の処置のためのデバイスを図示する。 図３７は、透過シェル構造のフィラメントに織り込まれる非構造性繊維の拡大図である。 図３８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３９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４０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４１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４２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４３は、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の部分区分における立面図である。 図４４は、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の部分区分における立面図である。 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、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の部分区分おける立面図である。 図４７は、処置前の動脈瘤を描写する、血管造影図の画像を表す。 図４８は、処置後１０分の図４７の動脈瘤を描写する。 図４９は、複合フィラメント実施形態の区分における斜視図である。 図５０Ａは、編組管状部材を図示する。 図５０Ｂは、図５０Ａの編組管状部材の詳細図である。 図５０Ｃは、一連の個々の菱形のモジュールとしての編組管状部材の２次元描写である。 図５０Ｄは、図５０Ｃの一連の菱形のモジュールからの単一の菱形のモジュールである。 図５１は、本発明による、編組管状部材内の複数のフィラメントを編組するための編組デバイスの実施形態を図示する。 図５２は、本発明による、編組管状部材内の複数のフィラメントを編組するための編組デバイスの別の実施形態を図示する。 図５３は、複数のフィラメントを装填された編組機械を図示する、図５２の編組デバイスの一区分の平面図である。 図５４Ａは、図５２に示される実施形態のマンドレル上に構築されている管状編組上のフォロワ重量を図示する。 図５４Ｂは、第１の重量Ｗ_１を伴う図５４Ａの編組デバイスの上部分の詳細である。 図５４Ｃは、第１の重量Ｗ_２を伴う図５４Ａの編組デバイスの上部分の詳細である。 図５４Ｄは、管状編組の一区分の詳細である。 図５５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５６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５７は、動脈瘤内に展開された図５５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５８は、動脈瘤内に展開された図５６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５９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６０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６１は、図５８および５９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（ｃａｓｔｅｌｌａｔｅｄ）マンドレルアセンブリである。 図６２は、図６１の溝付マンドレルアセンブリの断面図である。 図６３Ａ－６３Ｃは、図５９のデバイスの編組プロセスのために図６１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６３Ａ－６３Ｃは、図５９のデバイスの編組プロセスのために図６１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６３Ａ－６３Ｃは、図５９のデバイスの編組プロセスのために図６１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６３Ｄは、図６１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６３Ｅは、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の斜視図である。 図６３Ｆは、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の斜視図である。 図６３Ｇは、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態の斜視図である。 図６４Ａ－６４Ｂは、図６０のデバイスの編組プロセスのために図６１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６５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６６は、図６５のデバイスの近位端を図示する。 図６７は、マイクロカテーテルを通して動脈瘤の中へ送達されている図６５の実施形態である。 図６８は、送達装置からの着脱直前の図６５の実施形態である。 図６９は、送達装置からの着脱後の図６５の実施形態である。 図７０は、マイクロカテーテルの再配置中の図６５の実施形態である。 図７１は、塞栓材料の送達中の図６５の実施形態である。 図７２は、カスタムメッシュデバイスを形成するための工具を図示する。 図７３は、カスタムメッシュデバイスを形成するための方法である。 図７４は、動脈瘤内に展開された患者の血管系の処置のためのメッシュデバイスの実施形態である。 図７５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。

（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。

別様に記述されない限り、種々の実施形態の特徴のうちの１つまたはそれを上回るものは、他の実施形態で使用され得ることが、当業者によって理解されるはずである。

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のうちのいくつかまたは全てに対して、透過シェルは、透過シェル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助長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関して、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関しては、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、細孔もしくは大きすぎて血栓形成を効果的に助長できない開口部構成を伴い、実質的に非透過性または完全に透過性であってもよい。

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、依然として一致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_ｌｄ_ｌ ^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_{Ｓｒａｄｉａｌ}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Ｓ_{ｒａｄｉａｌ}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。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。例えば、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、「Ｂｒａｉｄｉｎｇ Ｍｅｃｈａｎｉｓｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｕｓｅ」と題される、２０１３年４月１８日に公開された共に所有の米国特許公開第２０１３／００９２０１３号で議論されるもの等の任意の好適な編組機構の実施形態または編組方法の実施形態が、本明細書に開示されるデバイスの実施形態を構築するために使用されてもよい。

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。ある場合には、ハブは、白金、白金合金（例えば、９０％白金／１０％イリジウム）、または金等の高度に放射線不透過性の材料から作製されてもよい。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、血管部位の湾曲に一致するように、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、１枚の材料から切られるか、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。

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。そのような不規則形状の動脈瘤１６０内に展開されたデバイス１０が、以下で議論される図２８に示されている。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の内面に一致し得るかを図示し、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、た障害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の一致は、向上した密封を提供してもよい。いくつかの実施形態に関して、一旦、展開されると、透過シェル４０は、流体の流れを大幅に減速し、血管部位の中への流れを妨げ、従って、血管欠陥１６０内の圧力を低減してもよい。いくつかの実施形態に関して、デバイス１０は、実質的に血管欠陥１６０内に埋め込まれてもよいが、いくつかの実施形態では、デバイス１０の一部分が、欠陥の開口部または頸部１９０の中へ、もしくは血管枝の中へ延在してもよい。

行われた１つの例示的ケーススタディは、動脈瘤が対象のイヌで外科的に作成された、雌イヌに行われた手技を含む。処置前の標的動脈瘤には、約８ｍｍの最大横寸法、約１０ｍｍの長さ、および約５．６ｍｍの頸部測定値があった。展開されたデバイス１０は、弛緩した拡張状態で、約１０ｍｍの横寸法および約７ｍｍの長手方向長さを有する球状構造に編組された、約０．００１５インチの横径を有する１４４本の弾性フィラメントで形成された透過シェル４０を含んだ。拡張し展開された透過シェル４０の細孔６４の最大サイズ１００は、約０．０１３インチであった。デバイスは、Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃによって作製された５Ｆｒ．Ｇｕｉｄｅｒ Ｓｏｆｔｉｐ ＸＦガイドカテーテルを使用して、標的動脈瘤へ送達された。再度、動脈瘤の頸部に及んだ、拡張し展開された透過シェル４０の部分の細孔６４の最大サイズ１００は、約０．０１３インチであった。送達システムから着脱して５分後には、デバイス１０は、動脈瘤の急性閉塞を生成していた。

行われた別の例示的ケーススタディは、ニュージーランド白ウサギでの外科的に作成された動脈瘤の処置を伴った。処置前の標的動脈瘤には、約３．６ｍｍの最大横寸法、約５．８ｍｍの長さ、および約３．４ｍｍの頸部測定値があった。展開されたデバイス１０は、弛緩した拡張状態で、約４ｍｍの横寸法および約５ｍｍの長手方向長さを有する球状構造に編組された、約０．００１インチの横径を有する１４４本の弾性フィラメントで形成された透過シェルを含んだ。血管欠陥の頸部に及ぶように構成された、拡張し展開された透過シェル４０の編組メッシュの部分の細孔サイズ１００は、約０．００５インチであった。デバイスは、Ｃｏｒｄｉｓ Ｎｅｕｒｏｖａｓｃｕｌａｒによって製造された５Ｆｒ．Ｅｎｖｏｙ（登録商標） ＳＴＲガイドカテーテルを用いて、外科的に作成された動脈瘤へ送達された。次いで、約０．０２７インチの内側管腔直径を有する、Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃによって製造されたＲｅｎｅｇａｄｅ Ｈｉ－Ｆｌｏｗマイクロカテーテルが、ガイドカテーテルを通して挿入され、送達装置の遠位端に固定されたデバイス１０を送達するための導管としての機能を果たした。デバイス１０が血管欠陥１６０内に展開されると、血管欠陥１６０は、埋め込みから５分で少なくとも部分的な閉塞を達成した。しかしながら、血管造影注入および測定に対する対象動物の感度のため、手技中にさらなるデータは取られなかった。完全な閉塞は、手技から３週間後に調べたときに、デバイスに対して観察された。

いくつかの実施形態に関して、上記で議論されるように、デバイス１０は、展開中または後であるが着脱前に、デバイス１０を血管部位もしくは欠陥１６０内に位置決めするように、ユーザによって操作されてもよい。いくつかの実施形態に関して、デバイス１０は、デバイス１０の展開前または展開の間に、デバイス１０の所望の位置、より具体的には、透過シェル４０の所望の位置を達成するために、回転させられてもよい。いくつかの実施形態に関して、デバイス１０は、送達に使用されている送達カテーテルの中間部分に沿って示されているトルクの伝達または発現を伴って、もしくは伴わずに、送達システム１１２の長手軸の周囲で回転させられてもよい。状況によっては、送達システム１１２の送達装置１１０からのデバイス１０の着脱前に血管欠陥１６０の急性閉塞が発生したかどうかを判定することが望ましくあり得る。これらの送達および展開方法は、漿果状動脈瘤、末端動脈瘤、または任意の他の好適な血管欠陥実施形態１６０内での展開に使用されてもよい。いくつかの方法の実施形態は、デバイス１０の透過シェル４０が末端動脈瘤の頸部を実質的に覆うように、分岐部を形成する患者の血管系の３本の血管の合流点でデバイス１０を展開するステップを含む。医師がデバイス１０の展開、サイズおよび位置に満足すると、次いで、デバイス１０は、上記で説明され、図２６に示される方法による制御スイッチ１８８の作動によって、着脱されてもよい。その後、デバイス１０は、その処置をもたらすように、血管欠陥１６０内で埋め込まれた状態となる。

図２７は、患者の血管欠陥１６０の中の展開されて埋め込まれたデバイスの別の構成を図示する。図２６に示される埋め込み構成が、これによってデバイス１０の長手軸４６が、欠陥１６０の長手軸と実質的に整合される構成を示す一方で、他の好適で臨床上効果的な埋め込みの実施形態が使用されてもよい。例えば、図２７は、これによって埋め込まれたデバイス１０の長手軸４６が、標的血管欠陥１６０の長手軸に対して約１０度～約９０度の角度で傾く、埋め込みの実施形態を示す。そのような代替的な埋め込み構成は、場合によっては、血管欠陥１６０の急性閉塞、および処置された血管欠陥に隣接する正常血流の修復を伴う所望の臨床転帰を達成するのに有用であり得る。図２８は、不規則形状の血管欠陥１６０に埋め込まれたデバイス１０を図示する。示される動脈瘤１６０は、主要動脈瘤の空洞から延在する、少なくとも２つの明確に異なる葉部１９２を示す。示される２つの葉部１９２は、展開された血管デバイス１０によっては未充填であるが、葉部１９２は、依然として、動脈瘤頸部部分１９０の閉塞のため、患者の身体の親血管から隔離されている。

デバイス１０または送達システム１１２上の、放射線不透過性マーカー等のマーカーは、展開中にデバイスまたは送達システムの位置決めを促進するように、外部画像機器（例えば、Ｘ線）と連動して使用されてもよい。デバイスが適切に位置付けられると、デバイス１０はユーザによって着脱されてもよい。いくつかの実施形態に関して、送達システム１１２の送達装置１１０からのデバイス１０の着脱は、デバイス１０と送達装置１１０との間の接合または解放機構へのエネルギー（例えば、熱、無線周波数、超音波、振動、またはレーザ）の送達の影響を受けてもよい。一旦、デバイス１０が着脱されると、送達システム１１２は、患者の血管系または患者の身体１５８から引き抜かれてもよい。いくつかの実施形態に関して、ステント１７３は、図示のために図１９に図示されるように、デバイス１０の送達後に、動脈瘤頸部１９０を実質的に横断して親血管内に配置されてもよい。

いくつかの実施形態に関して、生物学的活性剤または受動処置剤が、デバイス１０の応答性材料構成要素から放出されてもよい。薬剤放出は、身体の環境パラメータのうちの１つまたはそれを上回るものの影響を受けてもよく、もしくはエネルギーが（内部または外部源から）デバイス１０に送達されてもよい。止血が血管欠陥１６０の隔離の結果として血管欠陥１６０内で発生してもよく、最終的に、血栓物質およびデバイス１０の組み合わせによって、凝固および血管欠陥１６０の大幅な閉塞につながる。いくつかの実施形態に関して、血管欠陥１６０内の血栓症は、デバイス１０から放出される薬剤、および／または患者に送達される薬物もしくは他の治療剤によって促進されてもよい。

いくつかの実施形態に関して、一旦、デバイス１０が展開されると、透過シェル４０への血小板の付着は阻害されてもよく、血管欠陥１６０、デバイス、または両方の内部空間内での血塊の形成は、フィラメント１４またはハブ６６および６８の外面を含む、いくつかの実施形態に関するデバイス１０の任意の部分に配置され得る、血栓形成コーティング、抗血栓性コーティング、または任意の他の好適なコーティング（図示せず）という好適な選択で助長もしくは別様に促進されてもよい。そのような１つまたは複数の被覆は、透過シェル４０の任意の好適な部分に適用されてもよい。エネルギー形態もまた、いくつかの実施形態に関して、血管欠陥１６０に隣接するデバイス１０の固定および／または治癒を促進するように、送達装置１１０および／または別個のカテーテルを通して適用される。１つまたはそれを上回る塞栓デバイスもしくは塞栓材料１７６もまた、随意に、デバイス１０が展開された後に、血管欠陥１６０の頸部または開口部１９０に及ぶ、透過シェル部分に隣接する血管欠陥１６０の中へ送達されてもよい。いくつかの実施形態に関して、ステントまたはステント様支持デバイス１７３は、血管欠陥処置デバイス１０の展開前または後に、血管欠陥１６０に渡って及ぶように、欠陥１６０に隣接する親血管の中に埋め込まれるか、または展開されてもよい。

上記の実施形態のうちのいずれかでは、デバイス１０は、典型的なマイクロカテーテル６１の中へ容易に回収可能または後退可能となるよう、十分な半径方向伸展性を有してもよい。デバイス１０の近位部分、またはいくつかの実施形態に関して全体としてのデバイスは、約２．７ニュートン（０．６ｌｂｆ）の力未満の後退力を使用して、デバイス１０が約０．７ｍｍ未満の内径を有する管の中へ後退可能であるように、低減した直径のフィラメント、先細のフィラメント、または半径方向弯曲のために配向されるフィラメントの使用によって、設計または修正されてもよい。マイクロカテーテル６１の中へデバイス１０を回収する力は、約０．８ニュートン（０．１８ｌｂｆ）～約２．２５ニュートン（０．５ｌｂｆ）であってもよい。

血管欠陥１６０の内面の組織と透過シェル４０の係合は、拡張した弛緩状態にあるときに、図２９に示されるように、患者の血管欠陥１６０の空洞の内面の組織に対する外方への半径方向力の行使によって、達成されてもよい。同様の外方への半径方向力はまた、透過シェル４０を血管欠陥１６０の内面または隣接組織と係合させるよう、デバイス１０の近位端部分および透過シェル４０によって印加されてもよい。そのような力がいくつかの実施形態で及ぼされてもよく、弛緩した非拘束状態にある透過シェル４０の名目外側横寸法または直径は、その内側でデバイス１０が展開されている血管欠陥１６０の名目内側横寸法よりも大きく、すなわち、上記で議論されるように過剰サイズとされている。透過シェル４０およびそのフィラメント１４の弾性復元力は、ニッケル－チタン合金、またはいくつかの実施形態に関しては任意の他の好適な材料を含む、超弾性合金等の材料の適切な選択によって、達成されてもよい。デバイス１０の透過シェル４０の近位部分の一致能力は、図２０－２２に示されるように、近位部分が容易に楕円形になって動脈瘤頸部１９０の形状およびサイズに適応するようなものであってもよく、従って、デバイスの周囲の流れに対する良好な密封および障壁を提供する。このように、デバイス１０は、親血管の中へ突出する固定化部材を必要とすることなく、デバイスの周囲の流れを実質的に妨害して、良好な密封を達成してもよい。

いくつかの埋め込みデバイス１０の実施形態は、端部に隣接して均一に配置されるフィラメントの尖部によって形成される平面を伴って、またはまさにその平面内に配置される、透過シェル４０のフィラメント１４の端部を有する。デバイス１０のいくつかの実施形態はまた、透過シェル４０の周辺ゾーン１９８または他の好適な部分内、もしくはその周辺に配置される密封部材を含んでもよく、流れの途絶、線維性組織反応を促進するか、または透過シェル４０と患者の血管系の表面との間の密封を物理的に形成するように構成されてもよい。密封部材は、本明細書で説明されるように、コーティング、繊維、または表面処理を含んでもよい。密閉部材は、図２９および３０に示されるように、デバイスが動脈瘤頸部近傍の動脈瘤の壁（密閉ゾーン１９８）に接触する場所に隣接する、デバイスの周囲の領域の一部または全体の中にあってもよい。ゾーンは、拡張したデバイス１０の高さの最大約２０％の距離にわたって、外側近位端半径８８の尖部の周囲から延在してもよい。密閉ゾーン１９８は、デバイス１０の表面積の約５％～３０％を含んでもよい。動脈瘤１６０の中への血流は、概して、開口部の片側を支持するため、密封部材は、図３０に示されるように、周辺領域（密封ゾーン１９８）の全体を通して透過シェル４０の構造に組み込まれるか、または取り付けられてもよい。密閉部材のいくつかの実施形態は、膨潤性ポリマーを含んでもよい。いくつかの実施形態では、密封部材は、生物材料、または生分解性、生体再吸収性、もしくは他の生物活性ポリマー、もしくはその共重合体等の、生物活性材料または生物活性剤を含んでもよい。

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、そのようなデバイス１０のための送達システム１１２、または両方の任意の実施形態は、デバイス１０の固定化、デバイスに隣接する組織の治癒、または両方を促進する目的で、埋め込み部位で患者の血管系の処置のためのデバイスまたはデバイス１０を囲む組織にエネルギーを送達するように適合されてもよい。いくつかの実施形態では、エネルギーは、デバイス１０が加熱されるように、送達システム１１２を通して患者の血管系の処置のためのデバイス１０へ送達されてもよい。いくつかの実施形態では、エネルギーは、別個の伸長器具（例えば、カテーテル、図示せず）を介して、患者の血管系の処置のためのデバイス１０および／またはインプラント１５４の部位にある周囲組織へ送達されてもよい。送達されてもよいエネルギー実施形態の実施例は、光エネルギー、熱または振動エネルギー、電磁エネルギー、無線周波数エネルギー、および超音波エネルギーを含むが、それらに限定されない。いくつかの実施形態に関して、デバイス１０へ送達されるエネルギーは、患者の組織への患者の血管系の処置のためのデバイス１０の固定化、そのようなデバイス１０に隣接して配置される組織の治癒、または両方を推進するように、化学剤もしくは生物剤の放出を誘発してもよい。

いくつかのデバイス１０の実施形態の透過シェル４０はまた、機械または構造上の特徴の変化をもたらすか、薬剤または他の生物活性剤を送達するか、もしくは周囲組織へ熱を伝達するように、エネルギーの送達に反応するように構成されてもよい。例えば、いくつかのデバイス１０の実施形態は、電磁エネルギー（例えば、熱、光、または高周波エネルギー）に暴露されたときに特性を変化させる材料の使用から、より軟質または剛性になってもよい。場合によっては、透過シェル４０は、拡張によって生理学的流体に応じて反応するポリマーを含んでもよい。例示的材料は、その全体で参照することにより本明細書に組み込まれる、「Ａｎｅｕｒｙｓｍ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ Ｄｅｖｉｃｅ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｆ Ｕｓｅ」と題された、２００４年１月２２日に出願された米国特許公開第２００４／０１８６５６２号でＣｏｘによって説明されている。

本明細書で議論されるデバイス１０の実施形態およびその構成要素は、特異的または概して望ましい臨床上の結果を達成するように、多種多様の構成を呈してもよい。いくつかのデバイス１０の実施形態では、透過シェル４０の編組構造の開始は、フィラメント１が、図３１のデバイスの近位端面図に示されるように、スポーク様の半径方向の様式で近位ハブ６８から出るように、近位ハブ６８から遅延されてもよい。図３１の編組パターンの扁平な類似版もまた、図３３に示されている。この構成は、完全編組構成に対して近位ハブ６８から所定の半径方向距離にある、フィラメント１４間のより小さい幅の間隙をもたらしてもよく、その扁平な類似版は図３４に示されている。これは、より良好な流れの途絶を提供し、最高流速を受けてもよいデバイス１０の領域中での止血を助長してもよい。図３２は、参考のために、非編組フィラメント構造の扁平な類似表現を図示する。

織物構造は、フィラメント１４の織物または編組が図３５の扁平パターンの類似パターンに示されるように中断される、一部分を含んでもよい。中断領域中で、フィラメント１４は、相互に実質的に平行であってもよい。中断領域は、半径方向剛性および／または伸展性等の異なる機械的特性を伴う領域を提供してもよい。さらに、中断領域は、本明細書で議論されるような非構造性繊維または密封部材２００、もしくは固定化、治癒、線維症、または血栓を促進する他の要素の追加を可能にしてもよい。中断領域は、図２９および３０に示されるように、密閉部材ゾーン１９８内にあってもよく、その一部であってもよく、またはそれに隣接してもよい。中断領域は、表面領域の約５０％未満であってもよく、表面領域の約５％～２５％であってもよい。

いくつかの実施形態では、透過シェル構造４０を通る血流への抵抗を増加させるように、実質的に非構造性であってもよい、フィラメント状または繊維状部材が、透過シェルの一部分の構造性フィラメントの中へ取り付けられるか、または織り合わせられてもよい。いくつかの実施形態では、複数の繊維２００が、図３６に示されるように、近位ハブ６８の近傍の透過シェル４０の内面上に取り付けられてもよい。繊維状部材２００は、いくつかの実施形態に関する着脱システムのテザーを形成する、繊維であってもよい。いくつかの実施形態では、１つまたはそれを上回る繊維２００が、図３７に示されるように、透過シェルフィラメント１４の中へ織り合わせられてもよい。超極細繊維または任意の他の好適な繊維であってもよい、非構造性繊維２００は、ポリマーであってもよい。非構造性繊維２００は、本明細書で議論されるか、または組み込まれる繊維もしくは超極細繊維のうちのいずれかを含んでもよいが、それらに限定されるものでない。

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３８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３９は、図３９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４０および４１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４０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４１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４１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４０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４２に示されるような血液の略循環的流体力学３０２を有してもよい。シェルが、動脈瘤３００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３０２、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形成される構造は、相乗的処置効果を有し、急速な血栓症を助長し得る。

いくつかの実施形態では、内層（または構造）３１０の遠位端３０８は、図４３に示されるような接続またはハブ３０４で終端してもよい。内部構造３１０の内部終端を用いると、長さの合致および座屈の潜在的な問題が、外層３１２に影響を及ぼすことなく、または最小限に影響を及ぼして、内層３１０の折り畳む能力により、最小限にされ得る。いくつかの実施形態では、内層または構造３１０の折り畳んだ長さは、外層または構造３１２の折り畳んだ長さの約８０％未満であってもよい。近位ハブ３１４もまた、外層３１２の近位端３１６および内層３１０の近位端３１８を終端させるために示されている。

その特徴が図４４に示される、いくつかの実施形態では、外部構造３２０は、切頂球体または略ハート状の断面形状を有してもよい。近位部分３２２は、略凸状または半円形であってもよい。これらの特徴は、図４５に示されるように、デバイスが、動脈瘤の軸３２６に対する角度をなす配向で脳動脈瘤等の嚢状血管部位の中へ配置されることを可能にする。半円形の近位表面は、デバイス軸３２４の角度形成に関係なく、親血管に比較的一定の形状を提示する。

いくつかの実施形態では、内部構造は、内部構造３２８の容積の少なくとも約８０％が、外部構造またはシェル容積の下半分もしくはより近位の半分内に含まれるように、形成されてもよい。いくつかの実施形態に関して、内部構造のメッシュ密度は、外部シェルまたは構造のメッシュ構造の密度より高くてもよい。いくつかの実施形態では、内部構造は、実質的に、図４６に示されるような外部シェルの内部容積の近位または下８０％３３０内に含まれてもよい。

内部構造３２８は、シェルの形成に使用される技法と同様である、本明細書で説明される編組、製織、または他のフィラメント交絡技法、もしくは医療用繊維製品および血管内インプラントの技術分野で公知である技法によって形成されてもよい。代替として、それは、単にねじられてもよく、またはフィラメントのランダムなメッシュを形成することを許可されてもよい。それは、本明細書で説明されるように、またはシェルを形成するために使用される方法と同様に熱硬化されてもよく、もしくはフィラメントが形成されるときに行われる熱硬化を超えて熱処理されなくてもよい。内部構造フィラメントは、金属、ポリマー、またはそれらの複合物であってもよい。いくつかの実施形態では、フィラメントは、少なくとも約４５０℃の熱処理に耐えることができる材料で形成される。いくつかの実施形態では、フィラメントのうちのいくつかは、Ｋｅｖｌａｒという商標の下で入手可能なポリパラフェニレンテレフタルアミド等のアラミド繊維で形成されてもよい。いくつかの実施形態では、内部構造フィラメント状部材は、約１０ミクロン（０．０００４インチ）～約３０ミクロン（０．００１２インチ）の直径を伴うワイヤであってもよい。内部構造は、血栓症および血栓形成を推進する要素または化学物質を放出する材料、被覆を備えてもよく、もしくはそのような粒子または分子で含浸されてもよい。

外部シェルの下部分を占領する内部構造は、特に動脈瘤の遠位部分内で、血栓症の急速な進行を提供し得る。いくつかの実施形態では、本構成は、概して、最も弱く、最も破裂しやすいと考えられる、動脈瘤の遠位「ドーム」部分の保護を提供してもよい。従って、近位内部構造を伴う実施形態は、血管造影法の下で可視的である動脈瘤の遠位部分を急速に閉塞する方法を提供してもよい。本プロセスの実施形態は、デバイスの実施形態を評価する目的で動物において生成されるモデル動脈瘤の図４７および４８に示される、血管造影画像で例証される。図４７は、図４３に示されるデバイスの実施形態と構造がある程度類似性がある、患者の血管系の処置のためのデバイスの実施形態を用いた処置に先立って動物モデルにおいて生成された動脈瘤の処置前の血管造影図である。図４８は、動脈瘤の遠位部分の急速閉塞を示す、患者の血管系の処置のためのデバイスを用いた処置後１０分の血管造影図を表す。

一般的に言えば、本明細書で議論される種々のデバイスの実施形態の特徴、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、本明細書で議論される他の類似デバイスの実施形態で、ならびに他のデバイスの実施形態とともに使用されてもよい。例えば、本明細書で議論される任意の好適な特徴、寸法、または材料はまた、全て参照することによってそれらの全体として本明細書に組み込まれる、「Ｍｅｔｈｏｄｓ ａｎｄ Ｄｅｖｉｃｅｓ ｆｏｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｄｅｆｅｃｔｓ」と題される、２０１１年１月２７日に公開された共に所有の米国特許公開第２０１１／００２２１４９号、「Ｆｉｌａｍｅｎｔａｒｙ Ｄｅｖｉｃｅｓ ｆｏｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｄｅｆｅｃｔｓ」と題される、２００９年１１月５日に公開された米国特許公開第２００９／０２７５９７４号、「Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｌａｙｅｒ
Ｆｉｌａｍｅｎｔａｒｙ Ｄｅｖｉｃｅｓ ｆｏｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｄｅｆｅｃｔｓ」と題される、２０１１年６月２３日に公開された米国特許公開第２０１１／０１５２９９３号、および「Ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ Ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ ｔｈｅ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｌａｒｇｅ ａｎｄ Ｇｉａｎｔ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｄｅｆｅｃｔｓ」と題される、２０１２年１１月８日に公開された米国公開第２０１２／０２８３７６８号で議論されるもの等のデバイスの実施形態に適用されてもよい。

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４９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。

加えて、（図４３－４６のような）外部編組（織物）構造および内部編組（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、０．００１インチの直径および３０％の白金充填比を有する、５４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５４本のＮｉＴｉワイヤとを備える、編組外部構造を有し、０．０００７５インチの直径を有する、１０８本のＮｉＴｉワイヤを備える、編組内部構造を有する、実施形態が構築された。編組外部構造内の白金の全割合は、約１９％であった。複合外部構造および内部構造内の白金の全割合は、約１１％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、４８本の複合白金／ＮｉＴｉ延伸充填管ワイヤと、０．００１５インチの直径および３０％の白金充填比を有する、９６本の複合白金／ＮｉＴｉ延伸充填管ワイヤとを備える、編組外部構造を有し、０．０００７５インチの直径を有する１３２本のＮｉＴｉワイヤと、０．００１インチの直径を有する１２本のＮｉＴｉワイヤとを備える、編組内部構造を有する、なおも別の実施形態が構築された。編組外部構造内の白金の全割合は、約３０％であった。複合外部構造および内部構造内の白金の全割合は、約１８．５％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、ハブ３０４、３０６、３１４のうちの１つまたはそれを上回るもの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、ハブ３０４、３０６、３１４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６６、６８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。

いくつかの実施形態では、複合フィラメントまたはワイヤが、少なくとも部分的に、種々の単および多層、コイル状、または編組構成から作製されてもよい。１つの潜在的に好適な構成要素は、Ｈｅｌｉｃａｌ Ｈｏｌｌｏｗ Ｓｔｒａｎｄ^ＴＭと呼ばれ、Ｆｔ．Ｗａｙｎｅ Ｍｅｔａｌｓ（Ｆｔ．Ｗａｙｎｅ，Ｉｎｄｉａｎａ）から市販されている。別の潜在的構造は、Ｈｅｒａｅｕｓ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓから市販されている。

患者の血管系の処置のためのデバイスの一実施形態は、近位端と、遠位端と、長手軸と、カテーテル管腔内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、近位端と遠位端との間で長手軸から延在し、半径方向に拘束された状態に対して球状の長手方向に短縮された構成を伴う拡張状態と、近位端または遠位端のうちの少なくとも１つにおいて相互に対して固着される、複数の伸長弾性フィラメントとを有する、自己拡張型弾性透過構造を含んでもよく、伸長弾性フィラメントは、伸長弾性フィラメントの第１のサブセットを含み、フィラメントの第１のサブセットのそれぞれは、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含み、伸長弾性フィラメントの第２のサブセットのそれぞれは、本質的に、高強度材料であり、フィラメントの第１のサブセットは、複数の伸長弾性フィラメントの総数の約２５％～約４０％である。特定の実施形態では、フィラメントの第１のサブセットの伸長弾性フィラメントの高強度材料、およびフィラメントの第２のサブセットの伸長弾性フィラメントの高強度材料は、超弾性材料、例えば、ＮｉＴｉを備える。一実施形態では、伸長弾性フィラメントの第１のサブセットは、約５０～約１９０本のフィラメントを含んでもよい。一実施形態では、伸長弾性フィラメントの第１のサブセットは、約７０～約１５０本のフィラメントを含んでもよい。一実施形態では、伸長弾性フィラメントは、延伸充填管ワイヤを含んでもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約１０％～約５０％の断面充填面積比を有してもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約２０％～約４０％の断面充填面積比を有してもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約２５％～約３５％の断面充填面積比を有してもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、タンタルを含んでもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、白金を含んでもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、金を含んでもよい。

患者の血管系の処置のためのデバイスの一実施形態は、近位端と、遠位端と、長手軸と、カテーテル管腔内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、近位端と遠位端との間で長手軸から延在し、半径方向に拘束された状態に対して球状の長手方向に短縮された構成を伴う拡張状態と、近位端または遠位端のうちの少なくとも１つにおいて相互に対して固着される、複数の伸長弾性フィラメントとを有する、自己拡張型弾性透過構造を含んでもよく、伸長弾性フィラメントは、伸長弾性フィラメントの第１のサブセットを含み、フィラメントの第１のサブセットのそれぞれは、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含み、伸長弾性フィラメントの第２のサブセットのそれぞれは、本質的に、高強度材料であり、フィラメントの第１のサブセットは、複数の伸長弾性フィラメントの総数の少なくとも２５％である。特定の実施形態では、フィラメントの第１のサブセットの伸長弾性フィラメントの高強度材料、およびフィラメントの第２のサブセットの伸長弾性フィラメントの高強度材料は、超弾性材料、例えば、ＮｉＴｉを備える。一実施形態では、フィラメントの第１のサブセットは、複数の伸長弾性フィラメントの総数の少なくとも４０％である。一実施形態では、伸長弾性フィラメントの第１のサブセットは、約５０～約１９０本のフィラメントを含んでもよい。一実施形態では、伸長弾性フィラメントの第１のサブセットは、約７０～約１５０本のフィラメントを含んでもよい。一実施形態では、伸長弾性フィラメントは、延伸充填管ワイヤを含んでもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約１０％～約５０％の断面充填面積比を有してもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約２０％～約４０％の断面充填面積比を有してもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約２５％～約３５％の断面充填面積比を有してもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、タンタルを含んでもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、白金を含んでもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、金を含んでもよい。

患者の血管系の処置のためのデバイスの一実施形態は、カテーテル管腔内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球状の長手方向に短縮された構成を伴う拡張状態と、ともに織られ、透過シェルの空洞を画定し、フィラメントの総数に対して少なくとも約４０％の複合フィラメントを含む、複数の伸長フィラメントとを有する、自己拡張型弾性透過シェルを含んでもよく、複合フィラメントは、高強度材料と、高度に放射線不透過性の材料とを含む。一実施形態では、複数の伸長フィラメントは、透過シェルの遠位端において相互に対して固着されてもよい。一実施形態では、複数の伸長フィラメントは、透過シェルの近位端において相互に対して固着されてもよい。一実施形態では、複数の伸長フィラメントは、約５０～約１９０本の複合フィラメントを含んでもよい。一実施形態では、複数の伸長フィラメントは、約７０～約１５０本の複合フィラメントを含んでもよい。一実施形態では、複合フィラメントは、延伸充填管であってもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約１０％～約５０％の断面積の充填比を有してもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約２０％～約４０％の断面積の充填比を有してもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約２５％～約３５％の断面積の充填比を有してもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、タンタルを含んでもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、白金を含んでもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、金を含んでもよい。

患者の血管系の処置のためのデバイスの一実施形態は、カテーテル管腔内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球状の長手方向に短縮された構成を伴う拡張状態と、ともに織られる複数の伸長フィラメントであって、全断面積を有し、さらに透過シェルの空洞を画定し、少なくともいくつかの複合フィラメントを含む、複数のフィラメントとを有する、自己拡張型弾性透過シェルを含んでもよく、複合フィラメントは、高強度材料と、高度に放射線不透過性の材料とを含み、高度に放射線不透過性の材料の全断面積は、複数の伸長フィラメントの全断面積の約１１％～約３０％である。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料の全断面積は、複数の伸長フィラメントの全断面積の約１５％～約３０％である。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料の全断面積は、複数の伸長フィラメントの全断面積の約１５％～約２２％である。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料の全断面積は、複数の伸長フィラメントの全断面積の約１９％～約３０％である。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料の全断面積は、複数の伸長フィラメントの全断面積の約１１％～約１８．５％である。一実施形態では、複数の伸長フィラメントは、透過シェルの遠位端において相互に対して固着されてもよい。一実施形態では、複数の伸長フィラメントは、透過シェルの近位端において相互に対して固着されてもよい。一実施形態では、複数の伸長フィラメントは、約５０～約１９０本の複合フィラメントを含んでもよい。一実施形態では、複数の伸長フィラメントは、約７０～約１５０本の複合フィラメントを含んでもよい。一実施形態では、複合フィラメントは、延伸充填管であってもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約１０％～約５０％の断面積の充填比を有してもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約２０％～約４０％の断面積の充填比を有してもよい。一実施形態では、延伸充填管ワイヤは、約２５％～約３５％の断面積の充填比を有してもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、タンタルを含んでもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、白金を含んでもよい。一実施形態では、高度に放射線不透過性の材料は、金を含んでもよい。

図５０Ａおよび５０Ｂは、少なくとも２つの明確に異なる編組部分、すなわち、第１の編組密度（ＢＤ_１）を有する第１の編組部分１００２および第２の編組密度（ＢＤ_２）を有する第２の編組部分１００４を伴う単層を有する、メッシュデバイスを生産するための編組管状部材１０００を図示する。編組管状部材は、長手軸Ｚ_Ｌに沿って延在する。遷移編組密度（ＢＤ_Ｔ）を有する遷移部分１００３は、第１の編組部分１００２と第２の編組部分１００４との間に位置する。図５０Ｃおよび５０Ｄ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５０Ｄ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１０００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、編組がより密に巻装されると、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、編組がより疎に巻装されると、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１０００の具体的部分、または編組管状部材１０００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１０００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１０００の１つの部分を編組管状部材１０００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１０００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１０００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１０００から作製されたメッシュデバイスの編組管状部材１０００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１０００または編組管状部材１０００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。

説明される実施形態のうちのいくつかのメッシュデバイスは、編組機械１０５０、１１００のうちの少なくとも１つによって最初に編組される、編組管状部材１０００から形成される。それぞれ、図５１の実施形態および図５２の実施形態に示される、編組機械１０５０、１１００は、垂直型であり、すなわち、その周囲で管状編組１０５５（図５４Ａ参照）が形成される、円筒編組マンドレル１０１０の編組軸（Ｚ）は、垂直方向に延在する。垂直型編組装置は、編組が水平軸の周囲に形成される水平型装置よりも、オペレータによる装置の種々の部品へのより利便的な垂直に延在するアクセスを提供する。垂直型編組装置はまた、例えば、滑車、重量、または他の機構の使用を通して、有意な複雑性を必要とすることなく、重力の助けも利用する。編組機械１０５０、１１００は、そこからマンドレル１０１０が垂直に延在する、円形の円盤１０２０を含む。マンドレル１０１０の外径は、その上に形成された編組の内径を決定する。いくつかの実施形態では、マンドレルは、約２ｍｍから約５０ｍｍに及んでもよい。同様に、マンドレル１０１０の長さは、形成されることができる編組の長さを決定する。マンドレル１０１０の最上端は、マンドレル１０１０の先端上に複数のフィラメントを装填するための陥凹または切り欠き１０１４（図５４Ａ）を形成する、マンドレル１０１０より小さい直径を有する先端１０１２を有する。使用時に、複数のフィラメント１００５ａ－ｎは、各フィラメントが円盤１０２０の円周縁１０２２に向かって半径方向に延在するように、マンドレル先端１０１２上に装填される。

フィラメント１００５は、ループが先端１０１２およびマンドレル１０１０の接合点において形成される切り欠き１０１４に引っ掛かるように、マンドレル１０１０上でループ状にされてもよい。例えば、単一のワイヤ１００７が、２つの個々の編組フィラメント１００５ａ、ｂを作成するように、マンドレル１０１０を覆ってループ状にされ、それに添着されることができる。これは、マンドレル１０１０の先端１０１２におけるフィラメント１００５の取付が単純化され得るため、より良好な装填効率を提供する。代替として、フィラメント１００５は、粘着テープのバンド、弾性バンド、環状クランプ、または同等物等の拘束バンドによって、マンドレル先端１０１２において一時的に固着されてもよい。フィラメント１００５ａ－ｎは、円盤１０２０の円周縁１０２２の周囲で離間され、それぞれ、直接隣接するフィラメントによって係合される点から円周距離ｄ（図５３）で離間される点において縁１０２２に係合するように、配列される。

いくつかの実施形態では、マンドレルは、約１０～１５００本のフィラメント、代替として、約１０～１０００本のフィラメント、代替として、約１０～５００本のフィラメント、代替として、約１８～２８８本のフィラメント、代替として、１０４、１０８、１４４、１６２、１８０、２１６、２８８、３６０、または８００本のフィラメントを装填されてもよい。ワイヤ１００７がマンドレル１０１０を覆っている場合、各ワイヤ１００７が２本の編組フィラメント１００５をもたらすため、ワイヤ１００７の数の１／２があろう。フィラメント１００５ａ－ｎは、約０．０００５～０．００５インチ（１／２～５ミル）、代替として、約０．００７５～０．００２インチ（３／４～２ミル）の横寸法または直径を有してもよい。いくつかの実施形態では、編組は、複数のサイズのフィラメント１００５で形成されてもよい。例えば、フィラメント１００５ａ－ｎは、約０．００１～０．００５インチ（１～５ミル）である横寸法または直径を有する、大きなフィラメントと、約０．０００４～０．００１５インチ（１／２～１．５ミル）、より具体的には、約０．０００４インチ～約０．００１インチである横寸法または直径を有する、小さなフィラメントとを含んでもよい。加えて、小さなフィラメントと大きなフィラメントとの間の横寸法または直径の差は、約０．００５インチ未満、代替として、約０．００３５インチ未満、代替として、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を含む実施形態に関して、大きなフィラメントの数に対する小さなフィラメントの数は、約２～１対約１５～１、代替として、約２～１対約１２～１、代替として、約４～１対約８～１であってもよい。

円形の円盤１０２０は、平面１０２１および円周縁１０２２を画定する。ステッピングモータ等のモータ１０１８（図５４Ａ）が、離散ステップで円盤を回転させるように、円盤１０２０に取り付けられる。モータ１０１８および制御システムは、円盤１０２０の底側に接続された円筒ドラム１０６０の中に収納されてもよく、またはドラム１０６０から分離して位置し、歯車装置、滑車、もしくはチェーン駆動によって、ドラム１０６０および円盤１０２０の上部または底部に連結されてもよい。いくつかの実施形態では、ドラム１０６０は、ドラム１０６０長手方向側面が物理的機構の役割を果たし、円盤１０２０の縁を覆って延在するフィラメント１００５を安定させることができるように、円盤１０２０とほぼ等しい直径を有してもよい。例えば、いくつかの実施形態では、ドラム１０６０の側面は、フィラメント１００５が円盤１０２０の縁を覆って延在するときに、フィラメント１００５が実質的に垂直であり、絡まないように、ドラム１０６０の側面に寄り掛かるように、エネルギーを吸収するわずかにテクスチャ加工された溝付き表面、または突起を有する表面で作製されてもよい。

複数の捕捉機構１０３０（図５３参照）が、円盤１０２０の円周の周囲に位置付けられ、各捕捉機構１０３０が、円盤１０２０の円周縁１０２２に向かって延在し、円盤１０２０の縁を覆って延在する個々のフィラメント１００５を選択的に捕捉するように配列される。捕捉機構１０３０は、フック、返し、磁石、もしくは１本またはそれを上回るフィラメント１００５を選択的に捕捉および解放することが可能である、当技術分野で公知である任意の他の磁気、吸引、または機械的構成要素を含んでもよい。例えば、図５３に示されるように、一実施形態では、捕捉機構１０３０は、捕捉機構１０３０の両側に位置するフィラメント１００５に係合するための双頭フック１０３６を遠位端に含んでもよい。フックの曲線は、フック内のフィラメント１００５の保持を促すように、示されるようにわずかにＪ字形であり得る。代替として、フックは、フックがフィラメント１００５から離れて回転させられるときに、係合したフィラメントの解放を促進するように、よりＬ字形であり得る。

捕捉機構１０３０の数は、編組機械１０５０、１１００上に装填されることができるフィラメント１００５の最大数、従って、その上に作製された編組１０５５の中のフィラメント１００５の最大数を決定する。捕捉機構１０３０の数は、概して、フィラメント１００５の最大数の１／２であろう。各捕捉機構１０３０は、２本（またはそれを上回る）糸を取り扱い、従って、例えば、円盤１０２０の周囲で円周方向に延在する１４４の双頭捕捉機構１０３０を有する、編組機械１０５０、１１００は、最大２８８本のフィラメントを装填されることができる。しかしながら、それぞれの捕捉機構１０３０が個別に起動されるため、機械はまた、フィラメント１００５の範囲を有する編組１０５５を作成するように、任意の偶数のフィラメント１００５を装填された部分的装填構成で操作されることもできる。

各捕捉機構１０３０は、フィラメント１００５を１つずつ交互に係合および解放するように、円盤１０２０の円周縁１０２２に向かった、およびそこから離れた捕捉機構１０３０の移動を制御する、アクチュエータ１０４０に接続される。アクチュエータ１０４０は、電気、電気機械、機械、油圧、または空気圧アクチュエータ等の当技術分野で公知である任意のタイプのリニアアクチュエータ、もしくは円盤１０２０から離れるとともに、そこに向かって、設定された距離で捕捉機構１０３０および係合したフィラメント１００５を移動させることが可能である、当技術分野で公知である任意の他のアクチュエータであってもよい。捕捉機構１０３０およびアクチュエータ１０４０は、アクチュエータ１０４０の運動が、円盤１０２０の円周縁１０２２から離れて、およびそこに向かって、略半径方向に捕捉機構１０３０を移動させるように、円盤１０２０の円周の周囲に位置付けられる。捕捉機構１０３０はさらに、選択されたフィラメント１００５が円盤１０２０の円周縁１０２２を覆って延在すると、捕捉機構１０３０がそれに係合するように位置付けられる。例えば、いくつかの実施形態では、捕捉機構１０３０は、水平面内で、円盤１０２０によって画定される平面のわずかに下に位置する。代替として、捕捉機構１０３０は、円盤１０２０に向かって移動させられるときに、円盤１０２０によって画定される平面１０２１の下方の点においてフィラメント１００５を遮断するように、角度を付けられてもよい。図５１－５４Ａに示されるように、複数の捕捉機構１０３０およびアクチュエータ１０４０は、円形の円盤１０２０を囲繞する静止トラック１０４２に取り付けられてもよく、円形の円盤１０２０は、回転するように構成されてもよい。回転可能円盤１０２０の代替として、複数の捕捉機構１０３０およびアクチュエータ１０４０が、静止円盤の周囲で回転するように構成される、回転可能円形トラック（図示せず）に取り付けられてもよい。ステッピングモータ等のモータが、円盤１０２０に対して離散ステップで捕捉機構１０３０を回転させるように、円形トラックに取り付けられてもよい。静止トラックおよび静止円盤１０２０を両方とも有する、代替実施形態も可能である。本特定の実施形態では、複数の捕捉機構１０３０およびアクチュエータ１０４０が、静止トラックの内径の周囲で列車の車両の様式で駆動されてもよい。

使用時に、図５３に示されるように、マンドレル１０１０は、円形の円盤１０２０の円周縁１０２２を覆って半径方向に延在する、複数のフィラメント１００５ａ－ｊを装填される。それぞれのフィラメント１００５ａ－ｊは、各直接隣接フィラメント１００５によって係合される点から距離ｄで離散点において円盤１０２０の円周縁１０２２に係合する。いくつかの実施形態では、係合点は、例えば、物理的マーカーによって特異的に識別される、事前に印付けられた一連の場所から成ってもよい。他の実施形態では、係合点はさらに、マイクロ特徴、テクスチャ加工、溝、切り欠き、または他の突起等の物理的特徴を含んでもよい。溝１０６６は、図５１のドラム１０６０の外周上で軸方向に延在して図示される。図５３に示されるように、捕捉機構１０３０ａ－ｅは、最初に、隣接フィラメント１００５ａ－ｊの間で等距離に位置付けられ、すなわち、捕捉機構１０３０ａは、フィラメント１００５ａおよび１００５ｂの間に位置付けられ、捕捉機構１０３０ｂは、フィラメント１００５ｃおよび１００５ｄの間に位置付けられ、捕捉機構１０３０ｃは、フィラメント１００５ｅおよび１００５ｆの間に位置付けられ、捕捉機構１０３０ｄは、フィラメント１００５ｇおよび１００５ｈの間に位置付けられ、捕捉機構１０３０ｅは、フィラメント１００５ｉおよび１００５ｊの間に位置付けられる。各捕捉機構１０３０はさらに、円盤１０２０の円周を超えて位置するフックを伴って位置付けられる。

フィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉの第１のセットに係合するために、捕捉機構１０３０ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅに取り付けられたアクチュエータ１０４０ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅは、円盤１０２０に向かって略半径方向に離散距離で各捕捉機構１０３０を移動させるように作動させられる。各捕捉機構１０３０ａ－ｅの遠位端は、好ましくは、フィラメントが円盤１０２０の縁１０２２を覆って延在すると、円形の円盤１０２０の平面の下の点において、フィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉに係合する。例えば、各フック１０３６ａ－ｅの先端が、懸垂フィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉを通り過ぎて延在するように、一旦、フック１０３６ａ－ｅが（フック１０３６ｅおよびアクチュエータ１０４０ｅに関して特異的に示される）方向Ｃ２に円盤１０２０に向かって移動させられると、円盤１０２０は、フック１０３６ａ－ｅをフィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉに接触させるように、矢印Ｃ３の方向へ時計回りに回転させられる。

一旦、フィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉが捕捉機構１０３０ａ－ｅのフック１０３６ａ－ｅによって接触されると、捕捉機構１０３０ａ－ｅに取り付けられたアクチュエータ１０４０ａ－ｅは、再度、（フック１０３６ｅおよびアクチュエータ１０４０ｅに関して特異的に示される）矢印Ｃ４の方向に捕捉機構１０３０ａ－ｅを後退させるように作動させられ、フック１０３６ａ－ｅの中でフィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉを係合させ、円盤１０２０の縁１０２２を超えた点まで、略円周方向に円盤１０２０の円周縁１０２２から離れて係合したフィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉを移動させる。

次に、円盤１０２０は、係合したフィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉに係合していないフィラメント１００５ｂ、ｄ、ｆ、ｈ、およびｊを超えて交差させるように、矢印Ｃ１の方向へ２ｄの距離で反時計回りに回転させられる。代替として、上記で議論されるように、同一の相対運動が、Ｃ１の方向に円盤１０２０を回転させる代わりに、矢印Ｃ３の方向にアクチュエータ１０４０ａ－ｅおよび捕捉機構１０３０ａ－ｅを回転させることによって、生成されることができる。

次に、捕捉機構１０３０ａ－ｅに取り付けられたアクチュエータ１０４０ａ－ｅは、再度、矢印Ｃ２によって示されるように、円盤１０２０に向かって略半径方向に離散距離で捕捉機構を移動させるように作動させられる。それによって、フック１０３６ａ－ｅは、各フック１０３６ａ－ｅの先端が懸垂フィラメント１００５ａ－ｊによって形成される円周の内側に延在するように、円盤１０２０に向かって移動させられる。これは、再度、フィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉを円盤１０２０の縁１０２２と接触させ、フィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉを解放し、加えて、円盤１０２０が反時計回り方向に回転させられるときに、フィラメント１００５ｂ、ｄ、ｆ、ｈ、およびｊは、捕捉機構１０３０ａ－ｄ上の二重フック１０３６ａ－ｄによって係合させられる。次いで、同一のステップが、フィラメント１００５ｄ、ｆ、ｈ、およびｊに係合していないフィラメント１００５ａ、ｃ、ｅ、ｇ、およびｉを超えて交差させ、上下交互のパターンでフィラメントを編み込むように、反対方向に繰り返されることができる。

図５４Ａに示されるように、従って、フィラメント１００５ａ－ｎは、最上先端１０１２から、円形の円盤１０２０から延在するマンドレル１０１０の下端１０１６に向かって、マンドレル１０１０の周囲で編組１０５５に次第に織り込まれる。説明されるステップは、上下交互のパターン、すなわち、菱形パターンで、編組１０５５を生成するが、係合させられるフィラメント１００５のサブセット、回転の距離、および／または反復のパターンを変動させることによって、任意の数の編組パターンが作成されてもよい。

図５４Ａに示されるように、フィラメント１００５ａ－ｎが編組を形成するように収束する点、すなわち、落下または編組点において、フォロワ重量１０７０が、（フィラメントの数、フィラメントの横寸法、および編組パターン等の他の重要な要因とともに）管状編組の寸法および形状に影響を及ぼすために、マンドレル１０１０と組み合わせて使用される。フォロワ重量１０７０、例えば、調節可能成形リングは、編組１０５５の外径を制御することに役立つことができ、マンドレル１０１０は、内径を制御することに役立つことができる。理想的には、フォロワ重量１０７０内径は、編組１０５５の直径に接近するマンドレル１０１０の外側断面よりわずかに大きい。例えば、約２分の１ミリメートルから４分３ミリメートル大きい。このように、フォロワ重量１０７０は、編組１０５５が緊密にマンドレル１０１０に引き寄せられ、それによって、高い構造完全性を伴う一様な編組１０５５を生産するように、短い進行経路を用いてマンドレル１０１０まで短い距離で編組フィラメント１００５ａ－ｎを押動する。調節可能内径１０７２を有するフォロワ重量１０７０は、選択されたマンドレル１０１０の外径に密接に合致するように調節され、編組１０５５を緊密にマンドレル１０１０に引き寄せるために使用されることができる。調節可能フォロワ重量１０７０は、例えば、内径の範囲を提供するように調節されることができる、絞りの形態の複数の重複葉（図示せず）によって作成される、調節可能内径１０７２を提供することによって作製される。そのような調節可能成形リングは、当技術分野で公知であり、そのような調節可能リングの構造に関するさらなる詳細は、２００４年１月２０日に発行された、「Ｆｏｒｍｉｎｇ Ｒｉｎｇ ｗｉｔｈ Ａｄｊｕｓｔａｂｌｅ Ｄｉａｍｅｔｅｒ ｆｏｒ Ｂｒａｉｄ Ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｏｆ Ｂｒａｉｄ Ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ」と題される米国特許第６，６７９，１５２号で見出されることができる。

代替として、マンドレル１０１０の外径に密接に合致する所定の非調節可能内径を有する、固定フォロワ重量は、編組１０５５を緊密にマンドレル１０１０に引き寄せるために使用されることができる。いくつかの実施形態では、フォロワ重量は、有意に加重されなくてもよい。他の実施形態では、フォロワ重量は、編組１０５５を形成するようにマンドレル１０１０に引き寄せられると、フィラメント１００５ａ－ｎを押し下げる付加的な力を提供するように、具体的な量で有意に加重されてもよい。例えば、フォロワ重量１０７０は、フォロワ重量１０７０を通して引かれるフィラメント１００５ａ－ｎ上に付加的な下向きの力を提供し、マンドレル１０１０に押し付けられると編組１０５５を作成するように、使用されるフィラメント１０５５のタイプおよびサイズに応じて、約１００グラム～１０００グラム、代替として、約１５０グラム～５００グラムの重量を含んでもよい。

図５２の編組機械１１００では、双頭フック１０３６を有する捕捉機構１０３０が、各アクチュエータ１０４０の可動表面１０３１に固着される一方で、図５１の編組機械１０５０は、可動レーキ１０３２を有するアクチュエータ１０４０を備え、各レーキ１０３２は、複数の双頭フック１０３６、例えば、４つの双頭フック１０３６を有する。

図５１および５４Ａは、編組プロセス中に各フィラメント１００５における張力を制御するために、各フィラメント１００５ａ－ｎの端部に連結される複数の張力要素１００６ａ－ｎを図示する。張力要素１００６ａ－ｎは、各フィラメント１００５の端部に取り付けられた重量を備えてもよく、または約２～２０グラムの重量、もしくは代替として、約８～１６グラムの重量をそれぞれの個々のフィラメント１００５に印加するために、当技術分野で公知である任意の他の張力要素を含んでもよい。張力要素１００６ａ－ｎは、ドラム１０６０上の複数の溝１０６６の中に嵌合するようなサイズにされる。例えば、各張力要素１００６は、図５１および５４Ａに図示されるように、伸長円筒重量を含んでもよい。張力要素１００６ａ－ｎは、各フィラメント１００５ａ－ｘのために別個であり、各フィラメント１００５ａ－ｘに個別に接続される。従って、印加される張力の量は、各フィラメント１００５ａ－ｘについて変動させられることができる。例えば、より大きい直径のワイヤ１００７に対してより小さい直径のワイヤ１００７により多くの張力を印加するように、より大きな張力要素１００６が、より小さい直径のフィラメント１００５に取り付けられることができる。各フィラメント１００５に個別に張力を加える能力は、編組１０５５の一様性および完全性を向上させ、編組機械１０５０、１０１０が複数の直径ワイヤ１００７とともに動作することを可能にする、正確な張力システムを作成する。いくつかの実施形態では、フィラメント１００５は、ニッケル－チタン－タングステン（Ｎｉ－Ｔｉ－Ｗ）等の高強度ニッケルチタン合金を含んでもよい。

編組機械１０５０、１０１０上で製造され得る編組デバイスの種々の実施形態により、管状編組１０５５の寸法は、有意に変動し得る。所望のデバイスまたはデバイスのための構成要素を生産するために変動させられ得る、いくつかのパラメータは、マンドレル１０１０直径、フィラメント１００５直径、フィラメント１００５の数、長さあたりの全交差の数（すなわち、ピック／インチまたはピック／ｃｍ）、および編組される全長を含む。図５４Ａ－５４Ｃは、これらのパラメータを変動させることによって影響を受け得る、主要な編組機械寸法を図示する。例えば、円周の周囲でアクチュエータ１０４０および捕捉機構１０３０の全てを嵌合する要件により、フィラメント１００５の数が増加すると、フック１０３６がフィラメント１００５に係合する直径Ｄ_Ｂが増加する。加えて、内包角（θ）が増加する。内包角（θ）の本増加はまた、はるかに少ない程度であるが、マンドレル１０１０の直径Ｄ_Ｍの減少による影響も受ける。編組１０５５が作製されると、マンドレル１０１０は、方向Ｚに編組機械１０５０から伸縮自在に延在するように構成され、例えば、光学センサ１０９３（図５４Ａ）等の電子センサが、例えば、フォロワ重量１０７０、１０７５の場所によって、編組の進行を感知すると、送り出しまたは寸動させる。例えば、光学センサ１０９３は、編組機械１０５０から延在する支柱１０９５の上に位置してもよく、その照準線１０９７は、フォロワ重量１０７０の側面１０７７に向けられてもよい。フォロワ重量１０７０の側面１０７７が光学センサ１０９３によって感知される限り、マンドレル１０１０は、軸方向に拡張するコマンドを（例えば、コントローラから）与えられない。しかしながら、フォロワ重量１０７０の上縁１０７１が照準線１０９７の下方に下降するように、編組が十分に進行したとき、コントローラは、フォロワ重量１０７０の側面１０７７が、再度、照準線１０９７内に来るまで、マンドレル１０１０を上向きに拡張するか、または送り出すコマンドを与える。実際には、フォロワ重量１０７０による影響を受ける有効内包角（θ）は、種々のパラメータ、すなわち、フォロワ重量１０７０によって付与される有効重量、方向Ｚへのマンドレル１０１０の線形拡張率、およびそれほど重要ではないが、張力要素１００６によってフィラメントにおいて生成される有効張力を制御することによって、変動させられてもよい。これらのパラメータのうちの１つまたはそれを上回るものは、図５０Ａ－５０Ｄに図示される編組管状部材１０００等の可変編組密度を有する構成要素を作成するために、編組プロセス中に意図的に操作されてもよい。

円錐角（ＣＡ）αは、多くの場合、内包角（θ）（図５４Ａ）の代わりに、編組機械１０５０、１１００の監視および操作と併せて記録される角度である。円錐角（α）は、以下の方程式によって内包角（θ）に関係付けられる。

ＣＡ＝α＝９０°－θ／２
αは、フィラメント１００５の係合点における（円盤１０２０の円周縁１０２２における）水平（円盤１０２０の面）と拡張フィラメント１００５との間の角度である。

角度αは、例えば、拡張フィラメント１００５の一部に沿って押圧される機械または電子水準器を用いて、測定されてもよい。

図５０Ａで見られるように、少なくとも２つの明確に異なる編組部分、すなわち、第１の編組密度（ＢＤ_１）を有する第１の編組部分１００２、および第２の編組密度（ＢＤ_２）を有する第２の編組部分１００４を有し、第２の編組密度（ＢＤ_２）が第１の編組密度（ＢＤ_１）と異なる、編組管状部材１０００が、例えば、以下の様式で構築されてもよい。複数のフィラメント１００５が、マンドレル１０１０上に装填され、初期張力Ｔ_ｉ１が、フィラメント１００５の第１のサブセットおよびフィラメント１００５の第２のサブセットのそれぞれに印加される。例えば、重量は、約２～約２０グラム、またはより具体的には、約８～約１６グラム、もしくは約１２グラムの重量を有する。次いで、フォロワ重量１０７０または別の類似加重構造が、フィラメント１００５およびマンドレル１０１０を覆って配置される。フォロワ重量１０７０は、マンドレル上の複数のフィラメントのプロフィールに密接に合致する内径を有し、重量Ｗ_１を有する。複数のアクチュエータ１０４０は、フィラメント１００５の第１のサブセットに係合するように、および円形の円盤１０２０の円周縁を超えた半径方向位置まで略半径方向に係合したフィラメント１００５を移動させるように、操作される。次いで、円形の円盤１０２０または複数のアクチュエータ１０４０のいずれか一方（もしくは両方）が回転させられ、それによって、相互に関してフィラメント１００５の第２のサブセットおよびフィラメント１００５の第１のサブセットを離散距離で回転変位させ、第１のサブセットのフィラメント１００５に第２のサブセットのフィラメント１００５を超えて交差させる。次いで、複数のアクチュエータ１０４０は、円形の円盤１０２０の円周縁に向かって略半径方向にフィラメント１００５の第１のサブセットを移動させるように操作され、第１のサブセットの中の各フィラメント１００５は、その前の係合点からの円周方向距離である係合点において円形の円盤１０２０の円周縁１０２２に係合する。次いで、複数のアクチュエータ１０４０は、フィラメント１００５の第２のサブセットに係合するように、および円形の円盤１０２０の円周縁を超えた半径方向位置まで略半径方向に係合されたフィラメント１００５を移動させるように、操作される。次いで、円形の円盤１０２０または複数のアクチュエータ１０４０のいずれか一方（もしくは両方）が回転させられ、それによって、相互に関してフィラメント１００５の第２のサブセットおよびフィラメント１００５の第１のサブセットを離散距離で回転変位させ、第２のサブセットのフィラメント１００５に第１のサブセットのフィラメント１００５を超えて交差させる。次いで、複数のアクチュエータ１０４０は、円形の円盤１０２０の円周縁に向かって略半径方向にフィラメント１００５の第２のサブセットを移動させるように操作され、第２のサブセットの中の各フィラメント１００５は、その前の係合点からの円周方向距離である係合点において円形の円盤１０２０の円周縁に係合する。上記のステップは、第１の編組密度ＢＤ_１を有する管状編組を形成するように繰り返される。次いで、フォロワ重量１０７０は、異なる重量を有する異なるフォロワ重量と交換され、または異なる重量Ｗ_２を有するという点で、もしくは管状編組から延在するフィラメント１００５へのフォロワ重量１０７０の影響が変化させられ、例えば、有効円錐角（ＣＡ）および内包角（θ）を変化させるように、任意の同等様式で修正される。上記のステップは、第１の編組密度ＢＤ_１と異なる第２の編組密度ＢＤ_２であるが、管状編組を形成し続けるように繰り返される。

上下交互のパターンで編組される、１４４ ０．００１インチのニチノールフィラメントを有する、編組管状部材１０００に関して、第１の編組密度ＢＤ_１および第２の編組密度ＢＤ_２、２６３グラムの重量Ｗ_１および１７５グラムの重量Ｗ_２を有する、２つの明確に異なる部分を有する５ｍｍ内径の可変編組が、使用されてもよく、または重量Ｗ_１は、重量Ｗ_２より約５０％高い（図５４Ｂ－５４Ｃ）。２６３グラムの重量Ｗ_１を使用して編組される部分は、比較的大きい内包角（θ_１）および比較的小さい円錐角（α_１）を伴って編組され、従って、１７５グラムの重量Ｗ_２を使用して編組される部分よりも低い編組密度ＢＤを有するであろう。従って、１７５グラムの重量Ｗ_２を使用して編組される部分は、比較的小さい内包角（θ_２）および比較的大きい円錐角（α_２）を伴って編組されるであろう。重量Ｗ_１はまた、重量Ｗ_２より約５０％以上高くあり得る。重量Ｗ_１から重量Ｗ_２への変化とともに、フィラメント上の初期張力Ｔ_ｉ１は、二次張力Ｔ_ｓ１に変化させられてもよい。例えば、付加的重量（張力要素１００６）をフィラメント１００５のうちの１つまたはそれを上回るものに取り付けることによる、もしくはフィラメント１００５のうちの１つまたはそれを上回るものに取り付けられる重量（張力要素１００６）の少なくとも一部を除去することによる。第１の編組密度ＢＤ_１を有する第１の編組部分１００２は、マンドレル１０１０が正のＺ方向（図５４Ａ）に送り出されると、定位置に重量Ｗ_１を伴って形成されて図５４Ｂに示される。重量Ｗ_１は、図５４Ｃでより軽い重量Ｗ_２に交換され、第２の編組密度ＢＤ_２を有する第２の編組部分１００４が形成され、第２の編組密度ＢＤ_２は、第１の編組密度ＢＤ_１より高い。

図５４Ｄに図示される管状編組１０５５は、軸Ｚ_Ｌに沿って第１の端部と第２の端部との間に配向される。管状編組１０５５は、複数の菱形１０６１を有する。第１の編組部分１００２内で３時の位置に配向される角度β_１は、第２の編組部分１００４内で３時の位置に配向される角度β_２より大きい。いくつかの実施形態では、角度β_２は、約２５°～約４５°、または約３０°～約４０°、もしくは約３５°であってもよい。いくつかの実施形態では、角度β_１は、約３５°～約６５°、または約４５°～約５５°、もしくは約５０°であってもよい。

編組管状部材１０００から作製され、実質的に球形の拡張構成を有する、メッシュデバイス１２００が、その拡張構成において図５５に図示される。メッシュデバイス１２００は、第１の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ１を有する第１の編組部分１２０２と、第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２を有する第２の編組部分１２０４とを有する。第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２は、第１の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ１より大きい。編組密度ＢＤは、遷移ゾーンＴＺ１２０６にわたって第１の編組部分１２０２から第２の編組部分１２０４まで遷移する。いくつかの実施形態では、遷移ゾーンＴＺ１２０６は、長さ（または高さ）が約２ミリメートル未満、もしくは長さが約１ミリメートル未満であってもよい。いくつかの実施形態では、遷移ゾーンＴＺ１２０６は、長さが約３００ミクロンほども小さく、またはさらに長さが約１００ミクロンほども小さくあり得る。いくつかの実施形態では、遷移ゾーンＴＺ１２０６の長さ（高さ）とメッシュデバイス１２００の全長（高）との間の比は、約０．５％～約２０％、または約１％～約１５％、または約１％～約１０％、または約３％～約８％であってもよい。

編組管状部材１０００から作製され、第１の編組部分１２０２および第２の編組部分１２０４を有する、メッシュデバイス１２００では、約０．１０～約０．２０、またはより具体的には、約０．１０～約０．１５の範囲内の第１の編組部分１２０２の編組密度ＢＤ_１を有することが望ましくあり得る。さらに、約０．１５～約０．４０、またはより具体的には、約０．１７～約０．３０の範囲内の第２の編組部分１２０４の編組密度ＢＤ_２を有することが望ましくあり得る。第２の編組部分１２０４はさらに、２００μｍまたはそれ未満の平均水力直径Ｄ_Ｈを有する、複数の開口部を有してもよい。第２の編組部分１２０４編組密度ＢＤ_２対第１の編組部分１２０２編組密度ＢＤ_１の比、またはＢＤ_２／ＢＤ_１は、望ましくは、約１．２５～約５．０、またはより具体的には、約１．２５～約２．５、もしくはさらに具体的には、約１．５０～約２．０の範囲内であってもよい。図７および８を参照すると、いくつかの実施形態では、第２の編組部分１２０４内の複数の開口部または細孔６４の大部分は、約０．００５インチ～約０．０１０インチの円形（１００）直径を有する。いくつかの実施形態では、第２の編組部分１２０４内の複数の開口部または細孔６４の大部分は、約０．００６インチ～約０．００９インチの円形（１００）直径を有する。いくつかの実施形態では、第２の編組部分１２０４内の複数の開口部または細孔６４の大部分は、約０．００７インチ～約０．００８インチの円形（１００）直径を有する。いくつかの実施形態では、第１の編組部分１２０２内の細孔の直径は、約３００μｍ～約９００μｍ、または約３００μｍ～約７００μｍ、もしくは約３００μｍ～約５００μｍであってもよい。いくつかの実施形態では、第２の編組部分１２０４内の細孔の直径は、約５０μｍ～約２００μｍ、または約１００μｍ～約２００μｍであってもよい。

メッシュデバイス１２００は、近位端１２０８および遠位端１２１０と、遠位端１２１０に隣接する第１の編組部分１２０２と、近位端１２０８に隣接する第２の編組部分１２０４とを有する。メッシュデバイス１２００が作製される編組管状部材１０００を構成する、個々のフィラメント１２１２は、マーカーバンド１２１４、例えば、白金または白金合金等の放射線不透過性材料を含む、マーカーバンドによって、近位端１２０８においてともに固着される。代替として、個々のフィラメント１２１２は、溶接、接着剤、エポキシ、または任意の他の接合方法によって、ともに保持されてもよい。接着剤またはエポキシは、視覚化を増加させるために、タンタル等の放射線不透過性材料でドープされてもよい。メッシュデバイス１２００は、脳動脈瘤等の血管欠陥を処置する目的で使用されるときに、第２の編組部分１２０４が動脈瘤の頸部を覆うように動脈瘤の中へ配置される。第２の編組部分１２０４の第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２は、メッシュデバイス１２００が動脈瘤内で拡張されるときに、動脈瘤の中への血流を効果的に停滞させる範囲内である平均編組密度ＢＤ_ａｖｇを上回る。加えて、第２の編組部分１２０４の最も拡張した領域１２０５におけるそれぞれの菱形の開口部１０１１の平均水力直径Ｄ_Ｈは、２００μｍまたはそれ未満である。第１の編組部分１２０２の最も拡張した領域１２０３におけるそれぞれの菱形の開口部１０１１の平均水力直径Ｄ_Ｈは、３００μｍより大きく、またさらに５００μｍより大きくあり得、メッシュデバイス１２００は、半径方向強度等のその機械的特性を保持する。

メッシュデバイス１２００の遠位端１２１０におけるフィラメント１２１２は、近位端１２０８と同様にともに集合させられず、むしろ自由な接続されていない端部１２１６である。各端部１２１６は、単純に、特定のフィラメント１２１２の裸の終端であってもよく、または代替として、それを比較的鈍的にするために、接着剤もしくはエポキシでコーティングもしくは冠着されてもよい。

編組管状部材１０００から作製され、図５５のメッシュデバイス１２００よりも伸長拡張構成を有する、メッシュデバイス１３００が、その拡張構成において図５６に図示される。メッシュデバイス１３００は、第１の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ１を有する第１の編組部分１３０２と、第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２を有する第２の編組部分１３０４とを有する。第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２は、第１の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ１より大きい。編組密度ＢＤは、遷移ゾーンＴＺ１３０６にわたって第１の編組部分１３０２から第２の編組部分１３０４まで遷移する。メッシュデバイス１３００は、近位端１３０８および遠位端１３１０と、遠位端１３１０に隣接する第１の編組部分１３０２と、近位端１３０８に隣接する第２の編組部分１３０４とを有する。メッシュデバイス１３００が作製される編組管状部材１０００を構成する、個々のフィラメント１３１２は、マーカーバンド１３１４によって、近位端１３０８においてともに固着される。メッシュデバイス１３００の遠位端１３１０におけるフィラメント１３１２は、近位端１３０８と同様にともに集合させられず、むしろ自由な接続されていない端部１３１６である。各端部１３１６は、単純に、特定のフィラメント１３１２の裸の終端であってもよく、または代替として、それを比較的鈍的にするために、接着剤またはエポキシでコーティングもしくは冠着されてもよい。メッシュデバイス１３００は、脳動脈瘤等の血管欠陥を処置する目的で使用されるときに、第２の編組部分１３０４が動脈瘤の頸部を覆うように動脈瘤の中へ配置される。第２の編組部分１３０４の最も拡張した領域１３０５における密度ＢＤ_ａｖｇ２は、メッシュデバイス１３００が動脈瘤内で拡張されるときに、動脈瘤の中への血流を効果的に停滞させる範囲内である平均編組密度ＢＤ_ａｖｇを上回る。図５５のメッシュデバイス１２００と併せて議論される編組密度範囲および編組密度比も、ここで適用される。加えて、第２の編組部分１３０４の最も拡張した領域１３０５におけるそれぞれの菱形の開口部１０１１の平均水力直径Ｄ_Ｈは、２００μｍまたはそれ未満である。第１の編組部分１３０２の最も拡張した領域１３０３におけるそれぞれの菱形の開口部１０１１の平均水力直径Ｄ_Ｈは、３００μｍより大きく、またさらに５００μｍより大きくあり得、メッシュデバイス１３００は、半径方向強度等のその機械的特性を保持する。

図５７および５８に図示されるように、メッシュデバイス１２００ならびにメッシュデバイス１３００は両方とも、脳動脈瘤の塞栓のために使用されるときに、遠位端１２１０、１３１０が動脈瘤１６０のドーム１６１に触れる手前で停止し、触れることを回避するように展開される。これは、メッシュデバイス１２００、１３００が、図５７で描写されるように、治癒した破裂部位１６３に沿って擦れる可能性が低いであろうため、ドーム１６１が最近破裂した動脈瘤１６０の塞栓中に特に有用であり得る。治癒した破裂部位１６３とのインプラントの直接接触は、線維性の治癒したキャップ１６５を削ぎ取り、またはこじ開け得る。

動脈瘤１６０の頸部１６７に隣接して配置されるように構成される、第２の編組部分１２０４、１３０４に比較的高い編組密度ＢＤを有する、メッシュデバイス１２００、１３００を編組することの利点が説明されている。加えて、メッシュデバイス１２００、１３００の半径方向に拘束された伸長状態が、可能な限り小さい外径、従って、可能な限り小さい内側管腔直径を有する、マイクロカテーテル内での送達のために構成されることが有利である。０．０３３インチ未満、もしくは０．０２０インチ未満、および０．０１７インチまたはそれ未満ほどの小さい内側管腔直径を有する、マイクロカテーテルは、非常に遠位かつ非常に曲がりくねった血管系の中へ追跡されることができる。単層編組管状部材１０００から作製されるメッシュデバイス１２００、１３００は、二重層編組管状部材から作製されるメッシュデバイスより小さい直径の中へ半径方向に拘束されることができる。第２の編組部分１２０４、１３０４のより高い平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２は、二重層メッシュデバイスにより小さい有効開口部サイズを含有するが、拘束される必要がある２つの層を有していない。加えて、第１の編組部分１２０２、１３０２の比較的低い編組密度ＢＤ_ａｖｇ１は、メッシュデバイス１２００、１３００が、より小さい直径の中へ半径方向に拘束され、全長がより高い平均編組密度を有する、単層編組部分を有するメッシュデバイスよりも小さいマイクロカテーテル管腔を通して、嵌合することを可能にし得る。可変編組を有する編組管状部材１０００から作製される、単層メッシュデバイス１２００、１３００を形成する能力はさらに、フィラメントの総数が削減されることを可能にし、従って、メッシュデバイスの拘束された直径をさらに縮小し、それがより小さいマイクロカテーテル管腔の中に配置されることを可能にする。それぞれ、約０．０００５インチ～約０．００１インチの横寸法を有し、第１の編組部分および第２の編組部分を有する、可変編組構造を有し、第２の編組部分が、第１の編組部分の編組密度ＢＤ_１より大きい編組密度ＢＤ_２を有するような様式で編組される、１０８本またはそれより少ないフィラメント１００５を有する、単一の編組管状部材１０００から作製されるメッシュデバイス１２００、１３００が、構築され、０．０１７インチの内側管腔直径を有するマイクロカテーテルを通過させられることができる。

特に図５７を参照すると、軸ｒは、動脈瘤１６０の頸部１６７における半径方向場所を表す。頸部の中心において、ｒ＝０であり、頸部の外側範囲において、ｒは、最大値である。図示されるように、メッシュデバイス１２００の典型的配向は、第２の編組部分１２０４のあまり拡張していない部分１２０７が、頸部の中心により近く（すなわち、ｒ＝０により近く）、第２の編組部分１２０４の最も拡張した部分１２０５が、ｒが最大値である外側範囲にある、または図５７の場合、頸部１６７の外側範囲を超えるようなものである。第２の編組部分１２０４の最も拡張した部分１２０５における編組密度は、本質的に、第２の編組部分１２０４のあまり拡張していない部分１２０７における編組密度より高い。また、高流量の脳底動脈先端部動脈瘤では、頸部１６７の中心に向かった部分における（すなわち、ｒ＝０により近い）血流衝突速度Ｖ_１は、頸部の外側範囲に向かった（すなわち、ｒ＝最大値により近い）血流衝突速度Ｖ_２より高いことが一般的である。従って、第２の編組部分１２０４の最も拡張した部分１２０５における開口部１０１１の水力直径Ｄ_Ｈが２００μｍまたはそれ未満であるように、メッシュデバイス１２００を形成することが所望される。このように、第２の編組部分１２０４内の開口部１０１１の全てまたは事実上全ては、２００μｍもしくはそれ未満の水力直径Ｄ_Ｈを有するであろう。血管の蛇行、疾患、または他の理由による、ある異常では、血流衝突速度Ｖ_２は、血流衝突速度Ｖ_１より高くあり得る。これらの場合において、水力直径Ｄ_Ｈは、依然として最大衝突速度場所において２００μｍまたはそれ未満であろう。

メッシュデバイス１２００、１３００は、異なるフィラメント材料またはフィラメント横寸法を含む、１つ、２つ、３つ、またはさらにそれを上回る異なるタイプのフィラメント１００５から作製されてもよい。１つの特定の３本フィラメント組み合わせの実施形態では、より大きい直径のワイヤ（例えば、０．００１インチ～０．００２インチ）が、機械的支持を供給するように含まれてもよい。より小さい直径のワイヤ（０．０００５インチ～０．００１インチ）が、より高い編組密度の部分、例えば、動脈瘤１６０の頸部１６７に隣接して配置されるように構成される部分が作製され得ることを確実にするように、含まれてもよい。また、放射線不透過性を供給するように、約０．０００７５インチ～０．００１２５インチの直径を伴う「中型」フィラメントがあってもよい。例えば、これらのフィラメントは、白金または白金合金から作製されてもよく、もしくはニッケルチタンの外部シェルと、白金または白金合金の内側コアとを備える、延伸充填管（ＤＦＴ）であってもよい。「中型」フィラメントは、具体的剛性特性を達成するために、（フィラメントの総数に関して）可変割合で含まれてもよい。「中型」フィラメントはまた、所望の最小引張強度を付与するように、特定の割合で含まれてもよい。コバルトクロム（ＣｏＣｒ）を含む、複合ワイヤ技術が使用されてもよい。例えば、白金または白金合金コアを伴う外部シェル内にコバルトクロム（ＣｏＣｒ）を備える、ＤＦＴフィラメントは、強度、剛性、および放射線不透過性を供給する。コバルトクロムコアを伴うニッケルチタンシェルは、成形性および強度を供給する。

実質的に球形の拡張構成と、実質的に閉鎖された遠位頂点１４１５とを有する、メッシュデバイス１４００が、その拡張構成において図５９に図示される。メッシュデバイス１４００は、第１の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ１を有する第１の編組部分１４０２と、第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２を有する第２の編組部分１４０４とを有する。第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２は、第１の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ１より大きい。編組密度ＢＤは、遷移ゾーンＴＺ１４０６にわたって第１の編組部分１４０２から第２の編組部分１４０４まで遷移する。

メッシュデバイス１４００は、近位端１４０８および遠位端１４１０と、遠位端１４１０に隣接する第１の編組部分１４０２と、近位端１４０８に隣接する第２の編組部分１４０４とを有する。メッシュデバイス１４００が作製される代替的な編組部材を構成する、個々のフィラメント１４１２は、マーカーバンド１４１４、例えば、白金または白金合金等の放射線不透過性材料を含む、マーカーバンドによって、近位端１４０８においてともに固着される。代替として、個々のフィラメント１４１２は、溶接、接着剤、エポキシ、または任意の他の接合方法によって、ともに保持されてもよい。接着剤またはエポキシは、視覚化を増加させるために、タンタル等の放射線不透過性材料でドープされてもよい。メッシュデバイス１４００は、脳動脈瘤等の血管欠陥を処置する目的で使用されるときに、第２の編組部分１４０４が動脈瘤の頸部を覆うように動脈瘤の中へ配置される。第２の編組部分１４０４の第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２は、メッシュデバイス１４００が動脈瘤内で拡張されるときに、動脈瘤の中への血流を効果的に停滞させる範囲内である平均編組密度ＢＤ_ａｖｇを上回る。図５５のメッシュデバイス１２００と併せて議論される編組密度範囲および編組密度比も、ここで適用される。加えて、第２の編組部分１４０４の最も拡張した領域１４０５におけるそれぞれの菱形の開口部１０１１の平均水力直径Ｄ_Ｈは、２００μｍまたはそれ未満である。第１の編組部分１４０２の最も拡張した領域１４０３におけるそれぞれの菱形の開口部１０１１の平均水力直径Ｄ_Ｈは、３００μｍより大きく、またさらに５００μｍより大きくあり得、メッシュデバイス１４００は、半径方向強度等のその機械的特性を保持する。

ここで図６１および６２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内に半径状キャップ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６１および６２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。半径状キャップ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の部分内に含有される、凸状半径１０５６を有する。ピン１０６４は、半径状キャップ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。半径状キャップ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。半径状キャップ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。

図５９のメッシュデバイス１４００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６３Ａ－６３Ｃに図示される。支柱または凸壁１０５４ａ－ｒは、それぞれの凸壁１０５４ａ－ｒの間にスロットまたは狭間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６３Ａ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が半径状キャップ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時ならびに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６３Ｄ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６３Ｂ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、半径状キャップ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、図５１－５４のフィラメント１００５のように、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が半径状キャップ１０４４において相互を覆って層状にされる様式により、図５９の結果として生じるメッシュデバイス１４００は、実質的に閉鎖された遠位頂点１４１５を有する。図５９のメッシュデバイス１４００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。メッシュデバイス１４００は、ワイヤの固着が遠位端１４１０において必要とされないため、単一のマーカーバンド１４１４のみを有してもよい。特に、マーカーバンド１４１４がない遠位端１４１０において、放射線不透過性をメッシュデバイス１４００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５９のメッシュデバイス１４００および図６０のメッシュデバイス１５００の両方では、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６３Ｃは、図６３Ａ－６３Ｂ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１４００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１４００の実質的に閉鎖された遠位頂点１４１５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の成形および加熱成形が、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６３Ｄ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、半径状キャップ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６３Ｄ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１４００の閉鎖遠位頂点１４１５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１５１０を有するメッシュデバイス１５００が、その拡張構成において図６０に図示される。メッシュデバイス１５００は、第１の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ１を有する第１の編組部分１５０２と、第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２を有する第２の編組部分１５０４とを有する、単層編組管状部材を備える。第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２は、第１の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ１より大きい。編組密度ＢＤは、遷移ゾーンＴＺ１５０６にわたって第１の編組部分１５０２から第２の編組部分１５０４まで遷移する。図５５のメッシュデバイス１２００と併せて議論される編組密度範囲および編組密度比も、ここで適用される。

メッシュデバイス１５００は、近位端１５０８および遠位端１５１０と、遠位端１５１０に隣接する第１の編組部分１５０２と、近位端１５０８に隣接する第２の編組部分１５０４とを有する。メッシュデバイス１５００が作製される代替的な編組部材を構成する、個々のフィラメント１５１２は、マーカーバンド１５１４、例えば、白金または白金合金等の放射線不透過性材料を含む、マーカーバンドによって、近位端１５０８においてともに固着される。代替として、個々のフィラメント１５１２は、溶接、接着剤、エポキシ、または任意の他の接合方法によって、ともに保持されてもよい。接着剤またはエポキシは、視覚化を増加させるために、タンタル等の放射線不透過性材料でドープされてもよい。メッシュデバイス１５００は、脳動脈瘤等の血管欠陥を処置する目的で使用されるときに、第２の編組部分１５０４が動脈瘤の頸部を覆うように動脈瘤の中へ配置される。第２の編組部分１５０４の第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２は、メッシュデバイス１５００が動脈瘤内で拡張されるときに、動脈瘤の中への血流を効果的に停滞させる範囲内である平均編組密度ＢＤ_ａｖｇを上回る。加えて、第２の編組部分１５０４の最も拡張した領域１５０５におけるそれぞれの菱形の開口部１０１１の平均水力直径Ｄ_Ｈは、２００μｍまたはそれ未満である。第１の編組部分１５０２の最も拡張した領域１５０３におけるそれぞれの菱形の開口部１０１１の平均水力直径Ｄ_Ｈは、３００μｍより大きく、またさらに５００μｍより大きくあり得、メッシュデバイス１５００は、半径方向強度等のその機械的特性を保持する。

メッシュデバイス１５００の遠位端１５１０における開放部分１５１８は、溝付マンドレルアセンブリ１０３８上へのフィラメント１５１２の初期装填に起因する、複数のループ１５１６によって取り囲まれる。メッシュデバイス１５００（図６０）を構築する目的での溝付マンドレルアセンブリ１０３８の装填が、図６４Ａ－６４Ｂに図示される。図６４Ａ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６４Ｂ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、図５１－５４のフィラメント１００５のように、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。図６０に示されるような複数のループ１５１６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の数ならびに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得る。

メッシュデバイス１８００の上（遠位）端１８１０が、図５９のメッシュデバイス１４００および図６０のメッシュデバイス１５００の特性を組み合わせる、図６３Ｅに図示される。メッシュデバイス１８００は、図６３Ａおよび６３Ｂに関して説明されるプロセス、ならびに図６４Ａおよび６４Ｂに関して説明されるプロセスの両方の要素を使用して、構築される。フィラメント１８１２ａの第１のサブセットは、図６３Ａおよび６３Ｂのプロセスで編組され、閉鎖遠位頂点１８１５を形成する。フィラメント１８１２ｂの第２のサブセットは、図６４Ａおよび６４Ｂのプロセスで編組され、それぞれオリフィス１８９３を有する、複数のループ１８１６を形成する。フィラメント１８１２ａ、１８１２ｂのそれぞれのサブセットは、それぞれ、図６３Ａおよび６３Ｂならびに図６４Ａおよび６４Ｂに関して説明される様式で、編組プロセスの開始時に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１８１２ａは、別様に開放部分であろうものを覆うが、フィラメント１８１２の総数のより小さいサブセットを表すため、中心交差点１８７３は、重複する、より少ないフィラメント１８１２ａを有し、従って、マイクロカテーテルを通した折り畳みおよび配置を容易にするために縮小遠位プロフィール（厚さ）を可能にする。いくつかの実施形態では、中心交差点１８７３においてフィラメント１８１２ａの合計３５個の交差があってもよいが、メッシュデバイス１８００は、約７６本またはそれを上回るフィラメントを組み込んでもよい。いくつかの実施形態では、フィラメント１８１２の総数に対する中心交差点１０７３における交差の数の比は、約３％から約４６％、または約８％から約１９％に及んでもよい。いくつかの実施形態では、中心交差点１８７３は、それぞれ１８０°未満離れている、２対またはそれを上回る狭間１０５２の間にフィラメント１８１２ａを拡張しながら、図６３Ａおよび６３Ｂの方法を行うことによって達成され得る、複数の交差点１８７３ａ、１８７３ｂを含んでもよい。複数の交差点１８７３ａ、１８７３ｂ等の形成は、マイクロカテーテルを通した折り畳みおよび配置を容易にするために縮小遠位プロフィール（厚さ）を可能にしてもよく、または閉鎖遠位頂点１８１５の異なる部分において複数の閉鎖領域を作成してもよい。

メッシュデバイス２４００の上（遠位）端２４１０が、図６３Ｆに図示される。メッシュデバイス２４００は、図５９のメッシュデバイス１４００に類似し、図６１－６２の溝付マンドレルアセンブリ１０３８を使用して、図６３Ａ－６３Ｃに関して説明される方法で構築されてもよい。フィラメント２４１２は、中心交差点２４７３を有する閉鎖遠位頂点２４１５を形成するように、半径状キャップ１０４４の凸状半径１０５６を覆って拡張される。いくつかの実施形態では、メッシュデバイス２４００は、図５０Ａ－５４Ｄの可変編組密度方法を使用することなく構築されてもよく、他の実施形態では、メッシュデバイス２４００は、図５０Ａ－５４Ｄの可変編組密度方法を使用して構築されてもよい。閉鎖遠位頂点２４１５は、フィラメント２４１２を保持するハブを遠位端２４１０に有しておらず、従って、動脈瘤ドームに提示される平滑表面のみがあるため、再破裂（治癒または部分的に治癒した破裂部位における反復破裂）の少ない危険性を伴って、以前に破裂した動脈瘤の中に配置されてもよい。加えて、破裂が新しい部位で起こる危険性が少ないであろう。

メッシュデバイス２５００の上（遠位）端２５１７が、図６３Ｇに図示される。メッシュデバイス２５００は、図６０のメッシュデバイス１５００に類似し、図６１－６２の溝付マンドレルアセンブリ１０３８を使用して、図６３Ｄに関して説明される方法で構築されてもよい。フィラメント２５１２は、オリフィス２５９３を有するループ２５１６に形成される。従って、開放部分２５１０が、メッシュデバイス２５００の遠位端２５１７において中心に位置する。いくつかの実施形態では、メッシュデバイス２５００は、図５０Ａ－５４Ｄの可変編組密度方法を使用することなく構築されてもよく、他の実施形態では、メッシュデバイス２５００は、図５０Ａ－５４Ｄの可変編組密度方法を使用して構築されてもよい。開放部分２５１０は、動脈瘤ドームに接触する材料がないため、破裂または再破裂の少ない危険性を伴って破裂した動脈瘤の中に位置してもよい。

図６５に図示されるメッシュデバイス１６００は、図６０のメッシュデバイス１５００と同様に、フィラメント１６１２と編組される。しかしながら、フィラメント１６１２を固着するマーカーバンド１６１５を有する、メッシュデバイス１６００の遠位端１６１０は、メッシュデバイス１５００の近位端１５０８により類似し、メッシュデバイス１６００の近位端１６０８は、メッシュデバイス１５００の遠位端１５１０と同様に（溝付マンドレルアセンブリを用いて）編組される。狭間胸壁様構造１０４８における比較的小さい溝付マンドレル１０３４直径が使用され、または代替として、小直径開放部分１６１８を作成するために、図６３Ｄに説明される装填技法が使用される。例えば、直径が約１ｍｍの開放部分１６１８内の円形開口部が選択されてもよい。開放部分１６１８の１つの目的は、メッシュデバイス１６００が、血管欠陥、例えば、動脈瘤の内側に展開された後に、マイクロカテーテル１１６１（図６７－７１）の挿入を可能にすることである。図６６は、ループ１６１６ａ－ｒを図示し、１６１６ａ、１６１６ｊ、および１６１６ｒが標識され、中心に開放部分１６１８を伴って、メッシュデバイス１６００の近位端１６０８の周囲で円周方向に配列される。

メッシュデバイス１７００が、その拡張構成において図７５に図示される。メッシュデバイス１７００は、第１の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ１を有する第１の編組部分１７０２と、第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２を有する第２の編組部分１７０４とを有する、単層編組管状部材を備える。第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２は、第１の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ１より大きい。編組密度ＢＤは、遷移ゾーンＴＺ１７０６にわたって第１の編組部分１７０２から第２の編組部分１７０４まで遷移する。図５５のメッシュデバイス１２００と併せて議論される編組密度範囲および編組密度比も、ここで適用される。

メッシュデバイス１７００は、近位端１７０８および遠位端１７１０と、遠位端１７１０に隣接する第１の編組部分１７０２と、近位端１７０８に隣接する第２の編組部分１７０４とを有する。メッシュデバイス１７００が作製される代替的な編組部材を構成する、個々のフィラメント１７１２は、マーカーバンド１７１４、例えば、白金または白金合金等の放射線不透過性材料を含む、マーカーバンドによって、近位端１７０８においてともに固着される。メッシュデバイス１７００が作製される代替的な編組部材を構成する、個々のフィラメント１７１２もまた、マーカーバンド１７０１によって、遠位端１７１０においてともに固着される。代替として、個々のフィラメント１７１２は、溶接、接着剤、エポキシ、または任意の他の接合方法によって、ともに保持されてもよい。接着剤またはエポキシは、視覚化を増加させるために、タンタル等の放射線不透過性材料でドープされてもよい。いくつかの実施形態では、マーカーバンド１７１４、１７０１の一方または両方は、陥凹部分１７０７、１７０９内にある。メッシュデバイス１７００は、脳動脈瘤等の血管欠陥を処置する目的で使用されるときに、第２の編組部分１７０４が動脈瘤の頸部を覆うように動脈瘤の中へ配置される。第２の編組部分１７０４の第２の平均編組密度ＢＤ_ａｖｇ２は、メッシュデバイス１７００が動脈瘤内で拡張されるときに、動脈瘤の中への血流を効果的に停滞させる範囲内である平均編組密度ＢＤ_ａｖｇを上回る。加えて、第２の編組部分１７０４の最も拡張した領域１７０５におけるそれぞれの菱形の開口部１０１１の平均水力直径Ｄ_Ｈは、２００μｍまたはそれ未満である。第１の編組部分１７０２の最も拡張した領域１７０３におけるそれぞれの菱形の開口部１０１１の平均水力直径Ｄ_Ｈは、３００μｍより大きく、またさらに５００μｍより大きくあり得、メッシュデバイス１７００は、半径方向強度等のその機械的特性を保持する。

メッシュデバイス１６００および１つまたはそれを上回る補助デバイスを用いて、頸部１６７ならびにドーム１６１を伴う動脈瘤１６０等の血管欠陥を閉塞するための方法が、図６７－７１に図示される。図６７では、マイクロカテーテル１１６１は、動脈瘤１６０の中へナビゲートされ、拘束されたメッシュデバイス１６００は、遠位端１６１０がマイクロカテーテル１１６１の管腔１１６２から退出し始めるまで、マイクロカテーテル１１６１の管腔１１６２を通して送達される。図６８では、マイクロカテーテル１１６１は、メッシュデバイス１６００に連結される送達装置１１６４の近位端上で力を維持し、従って、メッシュデバイス１６００が拡張することを可能にしながら、慎重に引き戻される。メッシュデバイス１６００は、動脈瘤１６０にいかなる損傷も引き起こすことなく、動脈瘤１６０内で固着されるように、動脈瘤１０６よりわずかに大きいサイズで選択されてもよい。図６９に示されるように、マイクロカテーテル１１６１はここで、メッシュデバイス１６００の開放部分１６１８を通して、送達装置１１６４を経由して前方に追跡される。ここで、例えば、図１２－１５と併せて説明される実施形態を使用して、または代替として、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、「Ｄｅｌｉｖｅｒｙ ａｎｄ Ｄｅｔａｃｈｍｅｎｔ Ｓｙｓｔｅｍｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ ｆｏｒ
Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｉｍｐｌａｎｔｓ」と題される、２０１３年１２月３日に発行された米国特許第８，５９７，３２３号でＰｌａｚａらによって説明される実施形態によって、送達装置１１６４からのメッシュデバイス１６００の着脱が行われる。１つの違いは、熱的に切断されるテザー１１６６がメッシュデバイス１６００の遠位端１６１０内に取り付けられることである。着脱後、図７０に図示されるように、着脱された送達装置１１６４は、マイクロカテーテル１１６１から完全に除去され、マイクロカテーテル１１６１は、メッシュデバイス１６００内のより近位の場所まで慎重に後退させられる。ここで、動脈瘤１６０の塞栓を促す、または完成させるために、補助デバイスが使用される。例えば、図７１のように、塞栓材料１１７６が、メッシュデバイス１６００の少なくとも近位部分を充填するように、マイクロカテーテル１１６１の管腔１１６２を通して注入される。従って、メッシュデバイス１６００は、塞栓材料１１７６を含有された状態で保ち、それが血管１１６７等の天然血管のうちの１つまたはそれを上回るものの中へ閉塞することを阻止するための拘束としての機能を果たす。塞栓材料１１７６は、メッシュデバイス１６００の近位端１６０８における開口部１１７４（図６５）のうちのいくつかを覆う役割を果たしてもよい。メッシュデバイス１６００はまた、前の実施形態のうちのいくつかで説明される可変編組密度を組み込んでもよいが、これは必要特徴ではない。

血管欠陥が不規則な非一様または非対称形状である、臨床症例がある。図７２－７３は、カスタム形状のメッシュデバイスおよびそれを生産するための方法の実施形態を図示する。ステップ１２５０では、血管欠陥の３次元画像、例えば、ＣＴスキャンまたはＭＲＩが得られる。ステップ１２５２では、３次元画像からの情報を使用することによって、血管欠陥に嵌合する適切な未形成メッシュデバイス１２２０のサイズが判定される。これは、フィラメント材料と、フィラメント横寸法と、フィラメントの数と、メッシュデバイス１２２０を形成する編組管状部材１０００の長さと、メッシュデバイス１２２０の長さと、メッシュデバイス１２２０の直径と、メッシュデバイス１２２０を形成する編組方法とを含む。これは、上下フィラメントの数と、編組の密度と、編組機械のサイズ（すなわち、円盤直径）と、フォロワ重量および張力部材の重量とを含む。ステップ１２５４では、第１の形成ツール１２２６と、第２の形成ツール１２２８とを備える、カスタム工具が作成される。３次元画像は、工具の３次元コンピュータモデルを作成するために使用される。２つの形成ツール１２２６、１２２８が、ともに進むことができ、かつ分離することができるように、工具の分割線整合１２３４が選択される。３Ｄ印刷、ステレオリソグラフィ、ステレオリソグラフィ形態からの鋳造等の高速プロトタイピングプロセスが、高温材料から形成ツール１２２６、１２２８を作成するために使用される。ステップ１２５６では、メッシュデバイス１２２０が、フィラメント１２２２から編組され、フィラメント端部１２３２がマーカーバンド１２３０内で固着される。ステップ１２５８では、それぞれの形成ツール１２２６、１２２８の内側でメッシュデバイス１２２０を押進させ、メッシュデバイス１２２０を高温に暴露し、後に、メッシュデバイスを冷却することによって、メッシュデバイス１２２０において形状を形成するために、端部形成マンドレル１２２４および２つの形成ツール１２２６、１２２８が使用される。次いで、端部形成マンドレル１２２４および形成ツール１２２６、１２２８は、除去され、非一様な血管欠陥内で嵌合するように構成されるカスタム形状を有する、メッシュデバイス１２２０を残す。例えば、ニチノールフィラメントから形成されるメッシュデバイス１２２０が、約５００℃の温度で形成されてもよい。

図７４は、そのドーム１６１に治癒した（または新鮮な治癒していない）破裂部位１６３を有する血管欠陥１６０（動脈瘤）内に埋め込まれたメッシュデバイス２２００を図示する。いくつかの実施形態では、メッシュデバイス２２００は、近位ハブ２２０２を有するが、遠位ハブがない。いくつかの実施形態では、メッシュデバイス２２００の遠位部分２２０４は、フィラメント２２１０内の開口部２２０８の間に第１の可撓性充填材区分２２０６を含有する。可撓性充填材区分２２０６は、可撓性充填材２２０９を備える。いくつかの実施形態では、可撓性充填材２２０９は、シリコーンまたはポリウレタン浸漬材料を含んでもよい。図７４で見られるように、使用時に、可撓性充填材区分２２０６を有するメッシュデバイス２２００の遠位部分２２０４は、破裂部位１６３に隣接して配置される。図７４で埋め込まれると、メッシュデバイス２２００は、破裂部位１６３の閉鎖を補助するか、または再破裂を防ぐかのいずれかで、破裂部位１６３を保護することができる。同時に、いくつかの実施形態では、近位部分２２１２は、その開口部２２１４を覆う可撓性充填材区分２２０６を備えなくてもよく、従って、動脈瘤１６０が閉塞プロセスを通して進行するまで、動脈瘤１６０の中へのある程度の初期血流Ｂ_ＦＩおよび動脈瘤１６０から外への血流Ｂ_ＦＯを可能にする。他の実施形態では、近位部分２２１２は、第２の可撓性充填材区分２２１１を含んでもよい。いくつかの実施形態では、第２の可撓性充填材区分２２１１は、第１の可撓性充填材区分２２０６と同一の可撓性充填材２２０９を含んでもよい。いくつかの実施形態では、第２の可撓性充填材区分２２１１は、外側リング部分２２１３が、動脈瘤１６０の壁に対して着座し、内側リング部分２２１５が、動脈瘤１６０の中への血流Ｂ_ＦＩおよび動脈瘤１６０から外への血流Ｂ_ＦＯの少なくとも一部を妨害するように、リング形状を有してもよい。充填材を有していない開放区分２２１７は、中心部分に含まれてもよく、そこで、開口部２２１４が比較的小さいサイズを有し、従って、動脈瘤１６０の中および／外への少なくともある程度の流れを妨害する。

描写されているかどうかにかかわらず、描写されるメッシュデバイスの実施形態の全ては、可変編組密度を組み込んでもよい。これは、２つまたはそれを上回る層を有する、メッシュデバイスを含む。例えば、フィラメント状部材の内部構造は、それぞれ異なる編組密度を伴う少なくとも２つの明確に異なる部分を有する、編組構造を有してもよく、フィラメント状部材の外部構造は、あまり可変ではない、または非可変編組密度を有してもよい。代替として、フィラメント状部材の外部構造は、それぞれ異なる編組密度を伴う少なくとも２つの明確に異なる部分を有する、編組構造を有してもよく、フィラメント状部材の内部構造は、あまり可変ではない、または非可変編組密度を有してもよい。しかし依然として、外部および内部構造は両方とも、それぞれ明確に異なる部分の可変編組密度を有してもよい。また、実施形態のうちのいずれかでは、生体再吸収性フィラメント、例えば、（ＰＧＬＡ）、（ＰＧＡ）、または（ＰＬＬＡ）を備える、フィラメントを含むことが可能である。いくつかの実施形態では、編組ＰＧＬＡフィラメントの外部シェルは、ニチノールまたはＤＦＴフィラメントの内部シェルを囲繞する。外部シェルは、メッシュデバイスを着脱するために溶解可能であり得る。完全生体再吸収性メッシュデバイスを作製することさえも可能である。マグネシウム、マグネシウム合金、鉄、または鉄合金等の生体再吸収性金属もまた、生体再吸収性フィラメントを作製するために使用されてもよい。実施形態のうちのいずれかでは、閉塞動脈瘤上に治癒キャップを形成するように、内皮細胞の成長を促すために、成長因子、例えば、ＣＥ３４抗体で、透過シェルまたはフィラメントの少なくとも一部をコーティングすることが可能である。ＣＥ３４抗体の作用は、内皮由来の成長因子に結合することである。

一実施形態では、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、自己拡張型弾性透過シェルを有する、患者の血管系の動脈瘤の処置のためのデバイスが提供され、シェルは、可変編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを有し、複数のフィラメントは、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、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、透過シェルは、編組フィラメントの間に形成される複数の開口部を有し、可変編組構造は、遠位端に隣接し、第１の編組密度を有する、第１の編組部分と、近位端に隣接し、第２の編組密度を有する、第２の編組部分とを含み、第２の編組密度は、第１の編組密度より大きく、複数のフィラメントは、連続単層内で第１の編組部分および第２の編組部分に跨架する。いくつかの実施形態では、フィラメントは、０．０００５インチ～０．００２インチの横寸法を有する。いくつかの実施形態では、第２の編組密度は、第１の編組密度の約１．２５～約５．０倍の範囲内である。いくつかの実施形態では、第２の編組密度は、第１の編組密度の約１．２５～約２．５倍の範囲内である。いくつかの実施形態では、第２の編組密度は、第１の編組密度の約１．５０～約２．０倍の範囲内である。いくつかの実施形態では、第２の編組密度は、約０．１５～約０．４０である。いくつかの実施形態では、第２の編組密度は、約０．１７～約０．３０である。いくつかの実施形態では、第１の編組密度は、約０．１０～約０．２０である。いくつかの実施形態では、第１の編組密度は、約０．１０～約０．１５である。いくつかの実施形態では、第２の編組部分は、各開口部が水力直径を有する、複数の開口部を含み、第２の編組部分内の複数の開口部の平均水力直径は、２００μｍまたはそれ未満である。いくつかの実施形態では、第１の編組部分は、各開口部が水力直径を有する、複数の開口部を含み、第１の編組部分内の複数の開口部の平均水力直径は、２００μｍまたはそれ未満である。いくつかの実施形態では、第１の編組部分内の複数の開口部の平均水力直径は、３００μｍより大きい。いくつかの実施形態では、複数のフィラメントは、少なくとも２つの異なる横寸法のフィラメントを含む。いくつかの実施形態では、複数のフィラメントは、それぞれ、第１の端部と、第２の端部と、中心区分とを有する、構造フィラメントを含み、中心区分は、それ自体が後方に湾曲し、第１および第２の端部は、透過シェルの近位端において固着される。いくつかの実施形態では、透過シェルの遠位端は、単一フィラメントから形成される複数のループを含む。いくつかの実施形態では、透過シェルの近位端は、単一フィラメントから形成される複数のループを含む。いくつかの実施形態では、透過シェルの遠位端は、複数の固着されていないフィラメント端を含む。いくつかの実施形態では、複数の固着されていないフィラメント端は、保護カバーを有する複数の端部を含む。いくつかの実施形態では、デバイスはさらに、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、透過層を含み、透過層は、編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを含み、透過層は、透過シェルの内側または外側に配置される。いくつかの実施形態では、透過シェルの少なくとも一部は、成長因子でコーティングされる。いくつかの実施形態では、成長因子は、ＣＥ３４抗体である。いくつかの実施形態では、フィラメントのうちの少なくともいくつかは、生体再吸収性フィラメントを含む。いくつかの実施形態では、生体再吸収性フィラメントは、ＰＧＬＡ、ＰＧＡ、およびＰＬＬＡフィラメントのうちの少なくとも１つを含む。

別の実施形態では、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、自己拡張型弾性透過シェルを有する、患者の血管系の動脈瘤の処置のためのデバイスが提供され、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、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、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、透過シェルは、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を有し、透過シェルは、編組フィラメントの間に形成される複数の開口部を有し、複数のフィラメントは、それぞれ、第１の端部と、第２の端部と、中心区分とを有する、構造フィラメントを含み、中心区分は、それ自体が後方に湾曲し、第１および第２の端部は、透過シェルの近位端において固着される。いくつかの実施形態では、複数のフィラメントは、少なくとも２つの異なる横寸法のフィラメントを含む。いくつかの実施形態では、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。いくつかの実施形態では、透過シェルの遠位端は、単一フィラメントから形成される複数のループを含む。いくつかの実施形態では、透過シェルの近位端は、単一フィラメントから形成される複数のループを含む。いくつかの実施形態では、透過シェルの遠位端は、複数の固着されていないフィラメント端を含む。いくつかの実施形態では、複数の固着されていないフィラメント端は、保護カバーを有する複数の端部を含む。いくつかの実施形態では、デバイスはさらに、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、透過層を含み、透過層は、編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを含み、透過層は、透過シェルの内側または外側に配置される。いくつかの実施形態では、透過シェルの少なくとも一部は、成長因子でコーティングされる。いくつかの実施形態では、成長因子は、ＣＥ３４抗体である。いくつかの実施形態では、フィラメントのうちの少なくともいくつかは、生体再吸収性フィラメントを含む。いくつかの実施形態では、生体再吸収性フィラメントは、ＰＧＬＡ、ＰＧＡ、およびＰＬＬＡフィラメントのうちの少なくとも１つを含む。いくつかの実施形態では、透過シェルの遠位端は、閉鎖構造を含む。

別の実施形態では、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、自己拡張型弾性透過シェルを有する、患者の血管系の動脈瘤の処置のためのデバイスが提供され、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、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、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、透過シェルは、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を有し、透過シェルは、編組フィラメントの間に形成される複数の開口部を有し、複数のフィラメントは、それぞれ、第１の端部と、第２の端部と、中心区分とを有する、構造フィラメントを含み、中心区分は、それ自体が後方に湾曲し、第１および第２の端部は、透過シェルの遠位端において固着される。いくつかの実施形態では、複数のフィラメントは、少なくとも２つの異なる横寸法のフィラメントを含む。いくつかの実施形態では、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。いくつかの実施形態では、透過シェルの遠位端は、単一フィラメントから形成される複数のループを含む。いくつかの実施形態では、透過シェルの近位端は、単一フィラメントから形成される複数のループを含む。いくつかの実施形態では、デバイスはさらに、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、透過層を含み、透過層は、編組構造を有する、複数の伸長弾性フィラメントを含み、透過層は、透過シェルの内側または外側に配置される。いくつかの実施形態では、透過シェルの少なくとも一部は、成長因子でコーティングされる。いくつかの実施形態では、成長因子は、ＣＥ３４抗体である。いくつかの実施形態では、フィラメントのうちの少なくともいくつかは、生体再吸収性フィラメントを含む。いくつかの実施形態では、生体再吸収性フィラメントは、ＰＧＬＡ、ＰＧＡ、およびＰＬＬＡフィラメントのうちの少なくとも１つを含む。いくつかの実施形態では、デバイスはさらに、近位端に開口部を含む。いくつかの実施形態では、開口部は、少なくとも１ミリメートルの直径を有する。いくつかの実施形態では、開口部は、マイクロカテーテルの通過を可能にするように構成される。いくつかの実施形態では、透過シェルの少なくとも一部は、塞栓材料を含むように構成される。

別の実施形態では、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、自己拡張型弾性透過シェルを有する、患者の血管系の動脈瘤の処置のためのデバイスが提供され、シェルは、可変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、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、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、透過シェルは、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、透過シェルは、編組フィラメントの間に形成される複数の開口部を有し、可変編組構造は、遠位端に隣接し、第１の編組密度を有する、第１の編組部分と、近位端に隣接し、第１の編組密度より大きい第２の編組密度を有する、第２の編組部分とを含み、複数のフィラメントは、連続単層内で第１の編組部分および第２の編組部分に跨架し、第２の編組部分内の編組フィラメントの間に形成される複数の開口部の大部分は、約０．００５インチ～約０．０１インチの直径を有する。いくつかの実施形態では、第２の編組部分内の編組フィラメントの間に形成される複数の開口部の大部分は、約０．００６インチ～約０．００９インチの直径を有する。いくつかの実施形態では、第２の編組部分内の編組フィラメントの間に形成される複数の開口部の大部分は、約０．００７インチ～約０．００８インチの直径を有する。

別の実施形態では、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、第１の自己拡張型弾性透過シェルであって、第１の透過シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを含み、複数のフィラメントは、少なくともその近位端において固着され、第１の透過シェルは、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、第１の透過シェルは、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、編組フィラメントの間に形成される複数の開口部を有する、第１の透過シェルと、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、第２の自己拡張型弾性透過シェルであって、第２の透過シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを含み、複数のフィラメントは、少なくともその遠位端において固着され、第２の透過シェルは、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、第２の透過シェルは、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、編組フィラメントの間に形成される複数の開口部を有する、第２の透過シェルとを有する、患者の血管系の動脈瘤の処置のためのデバイスが提供され、第１の透過シェルの編組構造は、第１の編組密度を有し、第２の透過シェルの編組構造は、第１の編組密度より大きい第２の編組密度を有し、第１の透過シェルの複数のフィラメントの近位端は、第２の透過シェルの複数のフィラメントの遠位端に固着される。いくつかの実施形態では、第１の透過シェルの複数のフィラメントの近位端および第２の透過シェルの複数のフィラメントの遠位端はそれぞれ、バンドに固着される。いくつかの実施形態では、デバイスはさらに、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、第３の自己拡張型弾性透過シェルを含み、第３の透過シェルは、編組構造を有する複数の伸長弾性フィラメントを含み、複数のフィラメントは、少なくともその近位端において固着され、第３の透過シェルは、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、第３の透過シェルは、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、第３の透過シェルは、編組フィラメントの間に形成される複数の開口部を有し、第３の透過シェルの編組構造は、第１の編組密度より大きい第３の編組密度を有し、第１の透過シェルの複数のフィラメントの遠位端は、第３の透過シェルの複数のフィラメントの近位端に固着される。いくつかの実施形態では、第３の編組密度は、第２の編組密度と異なる。

別の実施形態では、近位端と、遠位端と、長手軸とを有する、自己拡張型弾性透過シェルを有する、患者の血管系の動脈瘤の処置のためのデバイスが提供され、シェルは、可変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、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、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、透過シェルは、編組フィラメントの間に形成される複数の開口部を有し、可変編組構造は、遠位端に隣接し、第１の多孔率Ｐ１を有する、第１の編組部分と、近位端に隣接し、第２の多孔率Ｐ２を有する、第２の編組部分とを含み、第１の多孔率Ｐ１は、第２の多孔率Ｐ２より大きく、複数のフィラメントは、連続単層内で第１の編組部分および第２の編組部分に跨架する。

上記の詳細な説明に関して、その中で使用される類似数字は、同一または類似寸法、材料、および構成を有し得る、類似要素を指す。実施形態の特定の形態が図示および説明されているが、本発明の実施形態の精神ならびに範囲から逸脱することなく、種々の修正が行われ得ることが明白となるであろう。従って、本発明が先述の詳細な説明によって限定されることは意図されない。

Claims (1)

1. 患者の血管系の処置のためのデバイスであって、
   カテーテル管腔内での送達のために構成された、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長手方向に短縮された構成を伴う拡張状態とを含む自己拡張型弾性透過シェルを備え、前記自己拡張型弾性透過シェルは、ともに織られる複数の伸長フィラメントを備え、前記複数の伸長フィラメントは、前記自己拡張型弾性透過シェルの空洞を画定し、前記複数の伸長フィラメントは、複数のフィラメントの第１のサブセット、第２のサブセット、および第３のサブセットを含み、前記第１のサブセットにおける前記フィラメントの材料は、前記第２のサブセットおよび第３のサブセットにおける前記フィラメントの材料とは異なり、前記第２のサブセットの前記フィラメントの材料は、前記第１のサブセットおよび第３のサブセットにおける前記フィラメントの材料とは異なり、前記第３のサブセットの前記フィラメントの材料は、前記第１のサブセットおよび第２のサブセットにおける前記フィラメントの材料とは異なり、前記第１のサブセットのフィラメントは、非ＤＦＴニチノールフィラメントであり、前記第２のサブセットのフィラメントは、ＤＦＴフィラメントであり、前記第３のサブセットのフィラメントは、生体再吸収性フィラメントである、デバイス。

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