脈管重塑裝置的製作方法

2023-10-30 15:49:22 2

專利名稱：脈管重塑裝置的製作方法
技術領域：
本申請通常涉及一種脈管重塑裝置並涉及它們在血管中定位的方式，並且，更具 體地，涉及通常球形重塑裝置並涉及它們在具有動脈瘤的神經脈管分叉(bifurcations) 的接合處的定位問題。
背景技術：
神經脈管或腦動脈瘤影響5%人口。動脈瘤例如可以沿著動脈側壁(例如，圖1中 所示的動脈瘤10)以及在動脈分叉處(例如，圖2中所示的動脈瘤20)定位。液體流的方 向通常由箭頭16、26指出。動脈瘤10、20每個具有底部12、22，頸部14、24，以及底部-頸 部比或「頸部比」。如果頸部比大於2 1或者如果頸部14、24小於4mm，動脈瘤10、20可 以僅用栓子形成旋管(embolization coils)處理，原因在於該旋管可能易於將疝形成到母 血管中，如圖3A和;3B所示的。旋管的疝形成(herniation)可能造成動脈閉塞、中風、和/ 或死亡。與圖2所說明的分叉相比，分叉的輸出血管可能具有大體不同的角度、大體不同的 尺寸、和/或不同的數量(例如，三個或更多)。與圖2所說明的分叉相比，分叉的動脈瘤 20可以對於接合處(例如，具有向一個輸出血管大體打開的頸部)抵消，對於由血管產生的 平面傾斜(例如，紙面的進出方向)，等等。這些中的每個在這裡還可以準確地表現為「分 叉」。為了抑制這種疝形成(herniation)，管狀頸部重塑裝置(例如可以從Boston Scientific 獲得的 Neur ο form ，以及可以從 Cordis Neurovascular 獲得的 Enterprise ) 能夠用來將旋管或其它材料保持在動脈瘤的底部和血管之外。管狀重塑裝置基本包括辮狀 線或切口金屬支架或遮蓋動脈瘤頸部的支架，這樣被引入動脈瘤底部的材料不會在動脈瘤 外形成疝。如圖4A所示，管狀重塑裝置40對側壁動脈瘤10通常是有用的。如圖4B和4C 所示，管狀重塑裝置42、44對分叉處的動脈瘤20同時是很少有用的，例如，原因在於很難將 重塑裝置成形以保持血液流經輸入和輸出血管同時還抑制動脈瘤20外旋管的疝形成。

發明內容
在這裡所述的一些實施方式中，提供一種基本球形脈管重塑裝置。該裝置能夠永 久地定位在輸入血管和輸出血管的分叉(例如，神經脈管分叉)的接合處，該分叉具有動 脈瘤，該動脈瘤具有底部和頸部。定位步驟可以包括從導管展開並從導管機械或電解地釋 放。在將裝置定位在接合處以後，裝置可以鎖入橫穿冠狀動脈(arterial ostia)和動脈瘤 頸部的位置，與接合處的形狀大體相同。在將裝置定位在接合處以後，裝置用作腳手架以抑 制或阻止諸如栓子形成旋管(embolization coils)的物體的疝形成(herniation)或脫垂(prolapse)以及動脈瘤頸部外的血栓症(thrombi)。栓塞材料可以在定位裝置之前或之後 插入動脈瘤底部。在將裝置定位在接合處以後，裝置允許液體(例如血液)灌注進入輸出 血管。裝置可能具有第一端、與第一端大體相對的第二端、以及在第一端和第二端之間延伸 並在第一端和第二端之間連接的多個細絲。特定的這種裝置可以呈足球形狀、南瓜形狀、或 者是扭曲的。裝置可以包括形成基本球形的多個環(例如，圓形環)，每個環包括自我膨脹 和/或形狀記憶材料(例如，包括鎳鈦諾、鈷鉻合金等)。不透射線標記可以放置在裝置的 一端或者兩端處和/或至少一個環或細絲可以包括不透射線材料(例如，鉬)。在特定實施方式中，提供一種用於處理具有輸入血管和輸出血管的接合的分叉處 的動脈瘤的方法。動脈瘤具有頸部和底部。方法包括將導管推進以靠近分叉的接合處。導 管至少部分包含處於壓縮狀態下的基本球形脈管重塑裝置。方法還包括將裝置定位在分叉 的接合處。裝置用作腳手架以抑制動脈瘤頸部外的物體的疝形成。裝置允許液體向輸出血 管的灌注。在特定實施方式中，一種基本球形重塑裝置，包括第一端；與第一端大體相對的第 二端；以及在第一端和第二端之間延伸並在第一端和第二端之間連接的多個細絲。裝置被 構造成定位在包括至少一個輸入血管、輸出血管以及具有頸部的動脈瘤的神經脈管分叉的 接合處。裝置被構造成用作腳手架以抑制動脈瘤頸部外的物體的疝形成。裝置被構造成允 許液體灌流至輸出血管。在特定實施方式中，一種重塑裝置，包括形成基本球形的多個環。裝置被構造成定 位在具有動脈瘤的神經脈管分叉的接合處。裝置被構造成用作腳手架以抑制在動脈瘤外形 成疝的物質。裝置被構造成允許血液灌注到分叉的輸出血管。為了概括本發明和相對於現有技術所取得的優勢，這裡描述本發明的特定目的和 優勢。當然，可以理解地，並不是所有這些目的或優勢需要根據任何特定實施方式而實現。 因此，例如，本領域技術人員應該認知到本發明可以以獲得或者優化這裡所教示或者暗示 的一個優勢或者多個優勢而具體化或者實現，而不必然地實現這裡可能教示或者暗示的其 它目的或優勢。所有這些實施方式旨在落入這裡所公開的本發明的保護範圍之內。參考附圖，從 以下詳細的描述中，這些或者那些實施方式對於本領域技術人員來說將會變得明顯，本發 明不限於任何特定公開的實施方式。


本公開的這些和其它特徵、方面和優勢將參考特定實施方式的附圖進行描述，該 附圖旨在說明特定實施方式而非限制本發明。圖1說明側壁動脈瘤的一個示例實施方式。圖2說明具有動脈瘤的分叉的一個示例實施方式。圖3A說明帶疝形成栓子形成旋管(herniating embolization coils)的側壁動 脈瘤的一個示例實施方式。圖;3B說明具有帶帶疝形成栓子形成旋管的動脈瘤的分叉(bifurcation)的一個 示例實施方式。圖4A說明用帶疝形成栓子形成旋管和管狀重塑裝置處理的側壁動脈瘤的一個示例實施方式。圖4B和4C說明用帶疝形成栓子形成旋管和管狀重塑裝置處理的具有動脈瘤的分 叉的一個示例實施方式。圖5說明基本球形的脈管重塑裝置的一個示例實施方式。圖6A-6C說明使用圖5的裝置處理動脈瘤的方法的一個示例實施方式。圖7A-7C說明使用圖5的裝置處理動脈瘤的方法的另一個示例實施方式。圖8說明基本球形的脈管重塑裝置的另一個示例實施方式。圖9A-9C說明使用圖8的裝置處理動脈瘤的方法的另一個示例實施方式。圖10A-10C說明使用圖8的裝置處理動脈瘤的方法的另一個示例實施方式。圖11說明基本球形的脈管重塑裝置的又一個示例實施方式。圖12說明使用圖11的裝置處理動脈瘤的方法的一個示例實施方式。圖13說明基本球形的脈管重塑裝置的再一個示例實施方式。圖14說明基本球形的脈管重塑裝置處於一個示例製造過程階段的一個示例實施 方式。
具體實施例方式雖然以下描述特定的實施方式和示例，但是本領域技術人員應該理解，本發明超 出特定公開的實施方式並/或用途以及它的明顯改進和等同。因此，旨在這裡公開的本發 明的範圍不應該限於以下描述的任何特定實施方式。圖5說明基本球形的脈管重塑裝置50的一個示例實施方式。可理解的是，裝置50 可能比展開時使得其被展開後有些畸形(例如，非球形，如圖6B所示的)的脈管系統更復 雜。並且，短語「基本球形」描述處於膨脹(例如完全膨脹)狀態下的裝置50的形狀。此 外，短語「基本球形」將在膨脹狀態下每個尺寸基本一致的裝置50與在膨脹狀態下具有小 徑向尺寸和大縱向尺寸的管狀支架區別開。在基本球形裝置的一些實施方式中，裝置的外 周圍具有從算術上理想的外周圍偏離約10%和約25%之間的形狀。在一些實施方式中，裝 置50的長度和寬度都在少於彼此的約33%之內(例如，具有6mm的長度和8mm的寬度，具 有6mm的長度和8mm的寬度)。寬度大於長度的實施方式可能是有優勢的，原因在於，中點 處與靠近動脈瘤的一端的孔隙率(porosity)的差別。長度大於寬度的實施方式可能的優 勢在於將部分裝置50定位在部分動脈瘤20中(例如以助於栓塞現象(embolization))。在圖5說明的實施方式中，裝置50包括多個連接(coupled)在一起的基本圓 形環(loop)52。環52的連接可能包括粘附、焊接(welding)、軟釺焊(soldering)、交錯 (interlacing)(例如，一些環52在另一些環52之上或之下)、交扭(intertwining)、嚙合 (meshing)、以及其組合等。在圖5說明的實施方式中，裝置50包括頭部或尾部53，其可以 用來在展開後釋放和/或收回裝置50，如這裡所描述的。在一些實施方式中，裝置50包括 切口金屬球、單一的細絲、多個非圓細絲(例如，弓形片段)，等等。在一些實施方式中，每個 環52形成平面而這些平面的交叉點大體平行(例如，如圖7A所示)。在一些實施方式中，至少一些環52或細絲包括自我膨脹(self-expanding)和/ 或形狀記憶材料(例如，包括鎳鈦諾、鈷鉻合金等)，因而造成裝置50在特定條件(例如，沒 有被導管抑制)下自我膨脹。在一些實施方式中，至少一個環52包括與其它環52不同的材料(例如，一些環包括鎳鈦諾而一些環包括鎳鈦諾和鉬)。在一些實施方式中，至少一個 環52包括不透射線材料(例如，鉬)。在這些特定實施方式中，偶數個環52(例如，兩個， 四個，等等)包括不透射線材料(例如，鉬)。在一些實施方式中，至少一個環52包括至少 部分卷繞(例如盤繞)自我膨脹材料(例如鎳鈦諾)的不透射線材料(例如，鉬)。在一 些實施方式中，至少一個環52包括帶不透射線芯(例如，帶鉬芯的鎳鈦諾)或不透射線塗 層(例如，通過物理汽相沉澱、化學汽相沉澱等塗覆有鉬、鉭等的鎳鈦諾)的自我膨脹材料。 可理解的是，所使用的不透射線材料的量和類型取決於價格、理想不透射線水平、不透射線 材料的機械特性、以及不透射線材料的腐蝕特性等。在特定實施方式中，環52具有大體圓 形或卵形橫截面(例如，環52包括分離的金屬線的實施方式)。在一些實施方式中，環52 具有大體矩形或平坦形橫截面(例如，環52包括金屬管的未切口部分的實施方式)。也有 可能是環52的其它形狀和環52的形狀的結合。在特定實施方式中，多個環52包括約六個 和約十二個之間的環52。在特定實施方式中，多個環52包括至少約六個環52，至少約八個 環52，或者至少約十二個環52。也可能是其它數量的環52。在特定實施方式中，裝置50被構造成定位在包括至少一個輸入血管、輸出血管、 以及具有底部和頸部的動脈瘤的分叉的接合處。例如，在一些實施方式中，裝置50被適當 地尺寸計算成(例如在直徑約2mm和約12mm之間、直徑約6mm和約8mm之間、直徑少於約 12mm、直徑大於約2mm)的分叉的接合處配合。作為另一個示例，在一些實施方式中，裝置50 必須小於分叉的接合處(例如，原因在於環52的數量、環52的材料、環52的厚度、環52的 間隔、環52的形狀、及它們的組合等)。在特定實施方式中，裝置50被構造成作為腳手架使 用以抑制或阻止動脈瘤的頸部之外的物體(例如栓子形成旋管、血栓症(thrombi)等)的 疝形成或脫垂。例如，在一些實施方式中，環52在動脈瘤的頸部足夠密集從而物體不能通 過。在特定實施方式中，裝置50被構造成允許液體(例如血液)灌流至分叉的輸出血管。 例如，在一些實施方式中，裝置50在環52之間基本完全沒有覆蓋物、篩孔、或其它材料，從 而允許液體基本不受阻礙地流動。裝置50包括在環52之間的多個穿孔或隔室M。在一些實施方式中，裝置50的 被環52覆蓋的外表面的百分比在約25%至約40%之間。在一些實施方式中，裝置50的被 隔室M覆蓋的外表面的百分比在約60%至約75%之間。也可能為其它孔隙率。在一些實 施方式(例如裝置50包括形成平面並且其中這些平面大體平行度的環52 (例如如圖7A所 示))中，孔隙率在裝置50的近端和大致中點之間向著遠處增加並在裝置50的大致中點和 遠端之間向著遠處減少。在一些實施方式中，裝置50還包括一個或多個不透射線標記(例 如，在裝置50的近端、在裝置50的遠端等包括或至少部分覆蓋環52的部分)。圖6A-6C說明使用裝置50處理動脈瘤20的方法的示例實施方式。圖6A說明輸 入血管和輸出血管的匯合或具有動脈瘤20的分叉60處的「接合」。在一些實施方式中，血 管為神經脈管或顱骨(cranial)。動脈瘤20用具有已插入動脈瘤20底部22的多個栓子形 成旋管62進行說明。可以理解的是，栓子形成旋管62可以是單個栓子形成旋管或其它栓 材料。至少部分包含被緊縮或被壓縮裝置50的導管64 (例如，微型導管)也在輸入血管中 示出。導管64足夠小並足夠柔韌以從脈管系統經過並靠近動脈瘤20定位。在一些實施方 式中，栓子形成旋管62使用導管64插入到動脈瘤20的底部22。在一些實施方式中，栓子 形成旋管62使用不同導管插入到動脈瘤20的底部22。在這些特定實施方式中，可以使用導向線對兩個導管進行導向。圖6B說明在裝置50 (例如通過用活塞推出、通過在裝置50保持靜止時收回導管 64等)被從導管64展開以後的分叉60。在被從導管64展開以後，裝置50可能膨脹。在一 些實施方式中，裝置50包括朝向未壓縮狀態自動膨脹的自我膨脹和/或形狀記憶材料或基 於熱流體(例如鹽)的應用而這樣做。裝置50可以大體與分叉60的接合處的形狀等同(例 如，大體不包括延伸進入輸入和輸出血管的部分)並鎖入橫穿冠狀輸入和輸出血管和動脈 瘤20的頸部M的位置。裝置50至少部分覆蓋動脈瘤20的頸部M和輸入和輸出血管，但 不需要轉移流動。裝置50作為腳手架使用以抑制或阻止諸如栓子形成旋管(embolization coils) 62的物體的疝形成或脫垂和/或動脈瘤M外的血栓症(thrombi)。裝置50還允許 液體(例如血液)從輸入血管至輸出血管的灌注。圖6C說明裝置50被從導管64釋放以後的分叉60。在一些實施方式中，裝置50 (例 如通過釋放機構)機械地釋放。在一些實施方式中，裝置50(例如通過應用少量電流直至 尾部53靠近裝置50的部分腐蝕掉，如間隔65說明的)電解釋放。導管64接著從分叉60 撤回，從而將裝置50保留或永久地定位在分叉60的接合處。可以理解的是，術語「永久地」並不意味著裝置50不可能在隨後期間移除。在一 些實施方式中，裝置50可以(例如通過拉起尾部5 在被從導管64展開後收回到導管64 中。裝置50可以接著被展開，例如以新的角度、以新的旋轉位置、更加靠近或者遠離輸入血 管和/或輸出血管等。例如，雖然裝置50在展開以後朝向未壓縮狀態膨脹，但是裝置50在 分叉60的接合處的最終形狀可以根據展開的具體情況而變化，原因在於裝置50適合解剖 學的形狀(例如，環52的尺寸、形狀、數量等)。一旦使用者對裝置50的特性(例如位置、 傾斜度、旋轉度、形狀、與血管的相互配合等)感到滿意，裝置50可以如這裡描述的進行釋 放。還可能是以上描述的步驟的組合。在一些實施方式中，栓子形成旋管 (embolization coils) 62可以在裝置50 (例如使用導管64插入栓子形成旋管6 被從導 管64展開後插入動脈瘤20的底部22。在一些實施方式中，栓子形成旋管62可以在裝置 50 (例如使用導管64插入栓子形成旋管6 被從導管64釋放後插入動脈瘤20的底部22。圖7A-7C說明使用裝置50處理動脈瘤20的方法的另一示例實施方式。在關於圖 6A-6C所描述的方法中，裝置50在定位之前預先裝配在脈管系統的外側。相反，在關於圖 7A-7C所描述的方法中，裝置50被逐點引入並構造患者之內分叉60處。圖7A說明橫穿動 脈瘤20的頸部M以及冠狀輸入和輸出血管定位的第一環66和第二環68。在一些實施方 式中，第一環66被定位而第二環68接著被定位在第一環66內側。在一些實施方式中，由 已定位第一環66限定的平面大體垂直於動脈瘤20的頸部M的平面而由已定位第二環68 限定的平面大體垂直於動脈瘤20的頸部M的平面。在特定實施方式中，第一環66和第二 環68都經由從相同的導管展開而定位。在特定實施方式中，第一環66經由從第一導管展 開而定位。在特定實施方式中，第二環68經由從第二導管展開而定位，等等。在一些實施 方式中，裝置50不從導管釋放，但是每個環52從導管(例如機械地或電解地等)釋放。圖 7B說明在其通過定位額外的環52而被完全構造成後的裝置50。栓子形成旋管62可以在 構造裝置50之前被插入到動脈瘤20的底部22，例如關於上述圖6A中所描述的，或者在裝 置50的構造之後(例如如圖7C所說明的)。
還可能是這裡描述的方法的組合。例如，部分構造的裝置50可以定位在分叉60 的接合處，並且接著裝置50可以被完全構造在分叉60的接合處。在特定實施方式中，具有 一些遺失的環52的部分已構造裝置50可以允許更好地進出動脈瘤20從而更易於栓子形 成旋管62的放置。圖8說明基本球形脈管重塑裝置80的另一個示例實施方式。可以理解的是，裝置 80可能比脈管系統更適合，其中其展開時使得它在被展開後可能有一些畸形(例如，非球 形，如圖9B所示的)，而短語「基本球形」描述處於膨脹(例如完全膨脹)狀態下的裝置80 的形狀。此外，短語「基本球形」將在膨脹狀態下每個尺寸基本一致的裝置80與在膨脹狀態 下具有小徑向尺寸和大縱向尺寸的管狀支架區別開。在基本球形裝置的一些實施方式中， 裝置的外周圍具有從算術上理想的外周圍偏離約10%和約25%之間的形狀。在一些實施 方式中，裝置80的長度和寬度都在少於彼此的約33%之內(例如，具有6mm的長度和8mm 的寬度，具有6mm的長度和8mm的寬度)。寬度大於長度的實施方式可能是有優勢的，原因 在於，中點處與靠近動脈瘤的一端的孔隙率的差別。長度大於寬度的實施方式可能的優勢 在於將裝置80的部分定位在部分動脈瘤20中(例如以助於栓塞現象(embolization))。裝置80包括第一或遠端81和與第一端81大體相對的第二或近端82。裝置80還 包括在第一端81和第二端82之間延伸的多個細絲84。第一端81向外延伸而第二端82向 外延伸以形成與足球、橄欖球、或西瓜類似的基本球形(例如，卵形或橢圓形)。在特定實 施方式中，細絲84在第一端81和/或第二端82處(例如通過粘附、焊接(welding)、軟釺 焊(soldering)以及其組合等)連接。在圖8說明的實施方式中，裝置80包括頭部或尾部 83，其可以用來在展開後釋放和/或收回裝置80，如這裡所描述的。在一些實施方式中，裝 置80包括切口金屬球、單一的細絲等。在特定實施方式中，裝置80被構造成定位在包括至少一個輸入血管、輸出血管、 以及具有底部和頸部的動脈瘤的分叉的接合處。例如，在一些實施方式中，裝置80被適當 地尺寸設計成(例如在直徑約2mm和約12mm之間、直徑約6mm和約8mm之間、直徑少於約 12mm、直徑大於約2mm)的分叉的接合處配合。作為另一個示例，在一些實施方式中，裝置80 必須小於分叉的接合處(例如，原因在於細絲84的數量、細絲84的材料、細絲84的厚度、 細絲84的間隔、細絲84的形狀、及它們的組合等)。在特定實施方式中，裝置80被構造成 作為腳手架使用以抑制或阻止動脈瘤頸部之外的物體(例如栓子形成旋管、血栓症等)的 形成疝(herniation)或脫垂。例如，在一些實施方式中，細絲84在動脈瘤的頸部足夠密集 從而物體不能通過。在特定實施方式中，裝置80被構造成允許液體(例如血液)灌流至分 叉的輸出血管。例如，在一些實施方式中，裝置80在細絲84之間基本完全沒有覆蓋物、篩 孔、或其它材料，從而允許液體基本不受阻礙地流動。在一些實施方式中，至少一些細絲84包括自我膨脹(self-expanding)和/或形 狀記憶材料(例如，包括鎳鈦諾、鈷鉻合金等)，因而造成裝置80在特定條件(例如，沒有 被導管抑制)下自我膨脹。在一些實施方式中，至少一個細絲84包括與其它細絲84不同 的材料(例如，一些細絲84包括鎳鈦諾而一些細絲84包括鎳鈦諾和鉬)。在一些實施方 式中，至少一個細絲84包括不透射線材料(例如，鉬)。在這些特定實施方式中，偶數個細 絲84(例如，兩個，四個，等等)包括不透射線材料(例如，鉬)。在一些實施方式中，至少 一個細絲84包括至少部分卷繞(例如盤繞)自我膨脹材料(例如鎳鈦諾)的不透射線材料(例如，鉬)。在一些實施方式中，至少一個細絲84包括帶不透射線芯(例如，帶鉬芯的 鎳鈦諾)或不透射線塗層(例如，通過物理汽相沉澱、化學汽相沉澱等塗覆有鉬、鉭等的鎳 鈦諾)的自我膨脹材料。可理解地是，所使用的不透射線材料的量和類型取決於價格、理想 不透射線水平、不透射線材料的機械特性、以及不透射線材料的腐蝕特性等。在特定實施方 式中，細絲84具有大體圓形或卵形橫截面(例如，細絲84包括分離的金屬線的實施方式)。 在一些實施方式中，細絲84具有大體矩形或平坦形橫截面(例如，細絲84包括金屬管的未 切口部分的實施方式)。也有可能是細絲84的其它形狀和細絲84的形狀的結合。在特定 實施方式中，多個細絲84包括約六個和約十二個之間的細絲84。在特定實施方式中，多個 細絲84包括至少約六個細絲84，至少約八個細絲84，或者至少約十二個細絲84。也可能是 其它數量的細絲84。裝置80包括在細絲84之間的多個穿孔或隔室86。在特定實施方式中，裝置80的 被細絲84覆蓋的外表面的百分比在約25%至約40%之間。在一些實施方式中，裝置80的 被隔室86覆蓋的外表面的百分比在約60%至約75%之間。也可能為其它孔隙率。在一些 實施方式中，孔隙率在第二端82和大致中點(例如，大致圖8中的線A-A處)之間向著遠 處增加並在大致中點和第一端81之間向著遠處減少。例如，圖8中沿著線A-A和B-B的橫 截面每個具有相同數量的細絲84，但是在橫截面A-A處，細絲84比起橫截面B-B處彼此間 隔地更開。例如，如果裝置包括十個細絲84，每個具有0. 5mm的厚度，當示例周長約為25mm 時，在橫截面A-A處的孔隙率會是約80% 100% X [1-( ^ 0. 5mm/ 細絲 XlO 個細絲 / ^ 25mm)] ^ 80%並且，當示例周長約為7. 5mm時，在橫截面B-B處的孔隙率會是約33% 100% X [1-( ^ 0. 5mm/ 細絲 XlO 個細絲 / 7. 5mm)] ^ 33%。靠近裝置80的中點的高孔隙率可以提供良好的液體流至輸出血管。靠近裝置80 的第一端81的低孔隙率可以提供良好的腳手架特性。在一些實施方式中，裝置80還包括靠近第一端81的不透射線標記88和/或靠近 第二端82的不透射線標記89。在特定實施方式中，當裝置80位於分叉的接合處時，不透射 線標記88可以至少部分延伸進入動脈瘤20。在一些實施方式中，不透射線標記88、89可以 包括定位或者卷繞細絲84的套筒，從而連接細絲84。不透射線標記88、89可以有助於裝置 80在分叉的接合處的定位。在一些實施方式中，裝置80還包括靠近第一端81的覆蓋物(例如，包括多孔或無 孔聚合體)。在一些實施方式中，覆蓋物通過降低第一端81處的孔隙率而改善裝置80的腳 手架特性，從而進一步抑制來自動脈瘤20的栓塞材料的形成疝(herniation)或脫垂。在 特定實施方式中，覆蓋物可以通過將覆蓋物與預成型薄膜縫合而連接到裝置80。在特定實 施方式中，覆蓋物可以機械地(例如，卷繞、環繞等)連接到細絲84。在特定實施方式中，覆 蓋物(例如，通過物理汽相沉澱、化學汽相沉澱)可以沉積在細絲84上。裝置80的其它部 分還可以包括覆蓋物。圖9A-9C說明使用裝置80處理動脈瘤20的方法的示例實施方式。圖9A說明輸 入血管和輸出血管的匯合或具有動脈瘤20的分叉60處的「接合」。在一些實施方式中，血 管為神經脈管或顱骨(cranial)。動脈瘤20用具有已插入動脈瘤20底部22的多個栓子形 成旋管62進行說明。可以理解的是，栓子形成旋管62可以是單個栓子形成旋管或其它栓材料。至少部分包含被緊縮或被壓縮裝置80的導管92 (例如，微型導管)也在輸入血管中 示出。導管92足夠小並足夠柔韌以從脈管系統經過並靠近動脈瘤20定位。在一些實施方 式中，栓子形成旋管62使用導管92插入到動脈瘤20的底部22。在一些實施方式中，栓子 形成旋管62使用不同導管插入到動脈瘤20的底部22。在這些特定實施方式中，可以使用 導向線對兩個導管進行導向。圖9B說明在裝置80 (例如通過用活塞推出、通過在裝置80保持靜止時收回導管 92等)被從導管92展開以後的分叉60。在被從導管92展開以後，裝置80可能膨脹。在一 些實施方式中，裝置80包括朝向未壓縮狀態自動膨脹的自我膨脹和/或形狀記憶材料或基 於熱流體(例如鹽)的應用而這樣做。裝置80可以大體與分叉60的接合處的形狀等同(例 如，大體不包括延伸進入輸入和輸出血管的部分)並鎖入橫穿冠狀輸入和輸出血管和動脈 瘤20的頸部M的位置。裝置80至少部分覆蓋動脈瘤20的頸部M和輸入和輸出血管，但 不需要轉移流動。裝置80作為腳手架使用以抑制或阻止諸如栓子形成旋管(embolization coils) 62和/或動脈瘤M的血栓症(thrombi)的物質的形成疝(herniation)或脫垂。裝 置80還允許液體(例如血液)從輸入血管至輸出血管的灌注。圖9C說明裝置80被從導管92釋放以後的分叉60。在一些實施方式中，裝置80 (例 如通過釋放機構)機械地釋放。在一些實施方式中，裝置80(例如通過應用少量電流直至 尾部83靠近裝置80的部分腐蝕掉，如間隔95說明的)電解釋放。導管92接著從分叉60 撤回，從而將裝置80保留或永久地定位在分叉60的接合處。可以理解的是，術語「永久地」並不意味著裝置80不可能在隨後期間移除。在一 些實施方式中，裝置80可以(例如通過拉起尾部8 在被從導管92展開後收回到導管92 中。裝置80可以接著被展開，例如以新的角度、以新的旋轉位置、更加靠近或者遠離輸入血 管和/或輸出血管等。例如，雖然裝置80在展開以後朝向未壓縮狀態膨脹，但是裝置80在 分叉60的接合處的最終形狀可以根據展開的具體情況而變化，原因在於裝置80適合解剖 學的形狀(例如，環82的尺寸、形狀、數量等)。一旦使用者對裝置80的特性(例如位置、 傾斜度、旋轉度、形狀、與血管的相互配合等)感到滿意，裝置80可以如這裡描述的進行釋 放。圖9A-9C說明的實施方式中，栓子形成旋管(embolization coils) 62在裝置80被 從導管92展開之前插入到動脈瘤20的底部22 (例如，使用導管92插入栓子形成旋管62)。 在圖10A-10C說明的實施方式中，栓子形成旋管62在裝置80被從導管92釋放之後插入到 動脈瘤20的底部22 (例如，使用導管92插入栓子形成旋管6 。還可能是組合。例如，栓 子形成旋管62可以在裝置80被從導管92展開之後而在裝置80被從導管92釋放之前插 入到動脈瘤20的底部22。另一個示例中，栓子形成旋管62可以在裝置80被從(例如盤繞 狀態下的)導管92展開之後插入到動脈瘤20的底部22，並且裝置80可以被從(例如最終 狀態下的)導管92縮回和再次展開。圖11說明基本球形脈管重塑裝置110的另一個示例實施方式。可以理解的是，裝 置110可能比脈管系統更適合，其中其展開時使得它在被展開後可能有一些畸形(例如，非 球形，如圖12所示的)，而短語「基本球形」描述處於膨脹(例如完全膨脹)狀態下的裝置 110的形狀。此外，短語「基本球形」將在膨脹狀態下每個尺寸基本一致的裝置110與在膨 脹狀態下具有小徑向尺寸和大縱向尺寸的管狀支架區別開。在基本球形裝置的一些實施方式中，裝置的外周圍具有從算術上理想的外周圍偏離約10%和約25%之間的形狀。在一些 實施方式中，裝置110的長度和寬度都在少於彼此的約33%之內(例如，具有6mm的長度和 8mm的寬度，具有6mm的長度和8mm的寬度)。寬度大於長度的實施方式可能是有優勢的，原 因在於，中點處與靠近動脈瘤的一端的孔隙率的差別。長度大於寬度的實施方式可能的優 勢在於將部分裝置110定位在部分動脈瘤20中(例如以助於栓塞現象(embolization))。裝置110包括第一或遠端111和與第一端111大體相對的第二或近端112。裝置 110還包括在第一端111和第二端112之間延伸的多個細絲114。在圖11說明的裝置110 中，第一端111向內延伸而第二端112向外延伸以形成與南瓜、大蒜瓣、或大頭菜類似的基 本球形。在一些實施方式中，細絲114在裝置110的遠端處靠近彎曲的位置處連接(例如， 圖11中尺寸d所說明的)。在特定實施方式中，細絲114在第一端111和/或第二端112 處(例如通過粘附、焊接(welding)、軟釺焊(soldering)以及其組合等)連接。在圖11所 說明的實施方式中，裝置110包括頭部或尾部113，其可以用來在展開後釋放和/或收回裝 置110，如這裡所描述的。在特定實施方式中，裝置110包括切口金屬球、單一的細絲等。可 以理解的是，還有可能是第一端向外延伸而第二端向內延伸的裝置和第一端向內延伸而第 二端向內延伸的裝置。在特定實施方式中，裝置110被構造成定位在包括至少一個輸入血管、輸出血管、 以及具有底部和頸部的動脈瘤的分叉(例如神經脈管分叉)的接合處。例如，在一些實施 方式中，裝置110被適當地尺寸設計成(例如在直徑約2mm和約12mm之間、直徑約6mm和 約8mm之間、直徑少於約12mm、直徑大於約2mm)的分叉的接合處配合。作為另一個示例， 在一些實施方式中，裝置110必須小於分叉的接合處(例如，原因在於細絲114的數量、細 絲114的材料、細絲114的厚度、細絲114的間隔、細絲114的形狀、及它們的組合等)。在 特定實施方式中，裝置110被構造成作為腳手架使用以抑制或阻止動脈瘤的頸部之外的物 體(例如栓子形成旋管、血栓症)的形成疝或脫垂。例如，在一些實施方式中，細絲114在 動脈瘤的頸部足夠密集從而物體不能通過。在特定實施方式中，裝置110被構造成允許液 體(例如血液)灌流至分叉的輸出血管。例如，在一些實施方式中，裝置110在細絲114之 間基本完全沒有覆蓋物、篩孔、或其它材料，從而允許液體基本不受阻礙地流動。在一些實施方式中，至少一些細絲114包括自我膨脹(self-expanding)和/或形 狀記憶材料(例如，包括鎳鈦諾、鈷鉻合金等)，因而造成裝置110在特定條件(例如，沒有 被導管抑制)下自我膨脹。在一些實施方式中，至少一個細絲114包括與其它細絲114不 同的材料(例如，一些細絲114包括鎳鈦諾而一些細絲114包括鎳鈦諾和鉬)。在一些實施 方式中，至少一個細絲114包括不透射線材料(例如，鉬)。在這些特定實施方式中，偶數個 細絲84(例如，兩個，四個，等等)包括不透射線材料(例如，鉬)。在一些實施方式中，至 少一個細絲84包括至少部分卷繞(例如盤繞)自我膨脹材料(例如鎳鈦諾)的不透射線 材料(例如，鉬)。在一些實施方式中，至少一個細絲84包括帶不透射線芯(例如，帶鉬芯 的鎳鈦諾)或不透射線塗層(例如，通過物理汽相沉澱、化學汽相沉澱等塗覆有鉬、鉭等的 鎳鈦諾)的自我膨脹材料。可理解地是，所使用的不透射線材料的量和類型取決於價格、理 想不透射線水平、不透射線材料的機械特性、以及不透射線材料的腐蝕特性等。在特定實施 方式中，細絲114具有大體圓形或卵形橫截面(例如，細絲84包括分離的金屬線的實施方 式)。在一些實施方式中，細絲114具有大體矩形或平坦形橫截面(例如，細絲84包括金屬管的未切口部分的實施方式)。也有可能是細絲114的其它形狀和細絲114的形狀的結 合。在特定實施方式中，多個細絲84包括約六個和約十二個之間的細絲114。在特定實施 方式中，多個細絲114包括至少約六個細絲114，至少約八個細絲114，或者至少約十二個細 絲114。也可能是其它數量的細絲114。裝置110包括在細絲114之間的多個穿孔或隔室116。在特定實施方式中，裝置 110的被細絲114覆蓋的外表面的百分比在約25%至約40%之間。在特定實施方式中，裝 置110的被隔室116覆蓋的外表面的百分比在約60%至約75%之間。也可能為其它孔隙 率。在一些實施方式中，孔隙率在第二端112和大致中點之間向著遠處增加並在大致中點 和第一端111之間向著遠處減少。在一些實施方式中，裝置110還包括靠近第一端111的不透射線標記118和/或 靠近第二端112的不透射線標記119。在特定實施方式中，當裝置110位於分叉的接合處 時，不透射線標記118可以至少部分延伸進入動脈瘤20。在一些實施方式中，不透射線標記 118、119可以包括定位或者卷繞細絲114的套筒，從而連接細絲114。不透射線標記118、 119可以有助於裝置110在分叉的接合處的定位。在一些實施方式中，裝置110還包括靠近第一端81的覆蓋物(例如，包括多孔或 無孔聚合體)。在一些實施方式中，覆蓋物通過降低第一端111處的孔隙率而改善裝置110 的腳手架特性，從而進一步抑制來自動脈瘤20的栓塞材料的形成疝(herniation)或脫垂。 在特定實施方式中，覆蓋物可以通過將覆蓋物與預成型薄膜縫合而連接到裝置110。在特定 實施方式中，覆蓋物可以機械地(例如，卷繞、環繞等)連接到細絲114。在特定實施方式 中，覆蓋物(例如，通過物理汽相沉澱、化學汽相沉澱)可以沉積在細絲114上。裝置110 的其它部分還可以包括覆蓋物。圖12說明使用裝置110處理動脈瘤20的示例實施方式。圖12中說明的包括已 處理動脈瘤20的分叉60處的接合可能是執行與關於圖9A-9C所述的方法類似的方法的結 果，執行與關於圖10A-10C所述的方法類似的方法的結果，它們的組合，等等。如上所述，這裡所述的術語「分叉」不限於圖6A-7C，9A_10C，以及12中所述的特定 脈管系統，例如具有大體不同角度的輸出血管、具有大體不同尺寸的輸出血管，和/或具有 不同數量的輸出血管，和/或分叉的動脈瘤可以相對於(例如具有對一個輸出血管大體開 放的頸部的)接合處抵消、相對於由血管(例如紙面的進出方向)形成的平面的傾斜。圖13說明基本球形脈管重塑裝置130的另一個示例實施方式。可以理解的是，裝 置130可能比脈管系統更適合，其中其展開時使得它在被展開後可能有一些畸形(例如，非 球形)，而短語「基本球形」描述處於膨脹(例如完全膨脹)狀態下的裝置130的形狀。此 外，短語「基本球形」將在膨脹狀態下每個尺寸基本一致的裝置130與在膨脹狀態下具有小 徑向尺寸和大縱向尺寸的管狀支架區別開。在基本球形裝置的一些實施方式中，裝置的外 周圍具有從算術上理想的外周圍偏離約10%和約25%之間的形狀。在一些實施方式中，裝 置130的長度和寬度都在少於彼此的約33%之內(例如，具有6mm的長度和8mm的寬度，具 有6mm的長度和8mm的寬度)。寬度大於長度的實施方式可能是有優勢的，原因在於，中點 處與靠近動脈瘤的一端的孔隙率的差別。長度大於寬度的實施方式可能的優勢在於將裝置 130的部分定位在部分動脈瘤20中(例如以助於栓塞現象(embolization))。裝置130包括第一或遠端131和與第一端131大體相對的第二或近端132。裝置130還包括在第一端131和第二端132之間延伸的多個細絲134。在圖13所說明的裝置130 中，第一端131向外延伸而第二端132向外延伸以形成與扭曲的球形類似的基本球形(例 如，在圖8中所說明的裝置80的一端或兩端81，82相對於彼此旋轉以後)。在特定實施方 式中，細絲134在第一端131和/或第二端132處(例如通過粘附、焊接(welding)、軟釺焊 (soldering)以及其組合等)連接。圖8中說明的裝置80的細絲84在一些實施方式中足 夠筆直以形成平面，與之相反，裝置130的細絲134在至少第二端132縱向成角度或者鄰近 至少第二端132。在圖13所說明的實施方式中，裝置130包括頭部或尾部133，其可以用來 在展開後釋放和/或收回裝置130，如這裡所描述的。在一些實施方式中，裝置130的展開 和收回比起例如裝置50，80，110的收回使用更少的力。在特定實施方式中，裝置130包括 切口金屬球、單一的細絲等。在特定實施方式中，裝置130被構造成定位在包括至少一個輸入血管、輸出血管、 以及具有底部和頸部的動脈瘤的分叉的接合處。例如，在一些實施方式中，裝置130被適當 地尺寸設計成(例如在直徑約2mm和約12mm之間、直徑約6mm和約8mm之間、直徑少於約 12mm、直徑大於約2mm)的分叉的接合處配合。作為另一個示例，在一些實施方式中，裝置 130必須小於分叉的接合處(例如，原因在於細絲134的數量、細絲134的材料、細絲134的 厚度、細絲134的間隔、細絲134的形狀、及它們的組合等)。在特定實施方式中，裝置130 被構造成作為腳手架使用以抑制或阻止動脈瘤的頸部之外的物體(例如栓子形成旋管、血 栓症)的形成疝(herniation)或脫垂。例如，在一些實施方式中，細絲134在動脈瘤的頸 部足夠密集從而物體不能通過。在特定實施方式中，裝置130被構造成允許液體(例如血 液)灌流至分叉的輸出血管。例如，在一些實施方式中，裝置130在細絲134之間基本完全 沒有覆蓋物、篩孔、或其它材料，從而允許液體基本不受阻礙地流動。在一些實施方式中，至少一些細絲134包括自我膨脹(self-expanding)和/或形 狀記憶材料(例如，包括鎳鈦諾、鈷鉻合金等)，因而造成裝置130在特定條件(例如，沒有 被導管抑制)下自我膨脹。在一些實施方式中，至少一個細絲134包括與其它細絲134不 同的材料(例如，一些細絲134包括鎳鈦諾而一些細絲134包括鎳鈦諾和鉬)。在一些實施 方式中，至少一個細絲134包括不透射線材料(例如，鉬)。在這些特定實施方式中，偶數個 細絲84(例如，兩個，四個，等等)包括不透射線材料(例如，鉬)。在一些實施方式中，至 少一個細絲84包括至少部分卷繞(例如盤繞)自我膨脹材料(例如鎳鈦諾)的不透射線 材料(例如，鉬)。在一些實施方式中，至少一個細絲84包括帶不透射線芯(例如，帶鉬芯 的鎳鈦諾)或不透射線塗層(例如，通過物理汽相沉澱、化學汽相沉澱等塗覆有鉬、鉭等的 鎳鈦諾)的自我膨脹材料。可理解地是，所使用的不透射線材料的量和類型取決於價格、理 想不透射線水平、不透射線材料的機械特性、以及不透射線材料的腐蝕特性等。在特定實施 方式中，細絲134具有大體圓形或卵形橫截面(例如，細絲84包括分離的金屬線的實施方 式)。在一些實施方式中，細絲134具有大體矩形或平坦形橫截面(例如，細絲84包括金 屬管的未切口部分的實施方式)。也有可能是細絲134的其它形狀和細絲134的形狀的結 合。在特定實施方式中，多個細絲84包括約六個和約十二個之間的細絲134。在特定實施 方式中，多個細絲Π4包括至少約六個細絲134，至少約八個細絲134，或者至少約十二個細 絲134。也可能是其它數量的細絲134。裝置130包括在細絲134之間的多個穿孔或隔室136。在特定實施方式中，裝置130的被細絲134覆蓋的外表面的百分比在約25%至約40%之間。在特定實施方式中，裝 置130的被隔室136覆蓋的外表面的百分比在約60%至約75%之間。也可能為其它孔隙 率。在一些實施方式中，孔隙率在第二端132和大致中點之間向著遠處增加並在大致中點 和第一端131之間向著遠處減少。在一些實施方式中，裝置130還包括靠近第一端131的不透射線標記138和/或 靠近第二端132的不透射線標記139。在特定實施方式中，當裝置130位於分叉的接合處 時，不透射線標記138可以至少部分延伸進入動脈瘤20。在一些實施方式中，不透射線標記 138、139可以包括定位或者卷繞細絲134的套筒，從而連接細絲134。不透射線標記138、 139可以有助於裝置130在分叉的接合處的定位。在一些實施方式中，裝置130還包括靠近第一端131的覆蓋物(例如，包括多孔或 無孔聚合體)。在一些實施方式中，覆蓋物通過降低第一端131處的孔隙率而改善裝置130 的腳手架特性，從而進一步抑制來自動脈瘤20的栓塞材料的形成疝(herniation)或脫垂。 在特定實施方式中，覆蓋物可以通過將覆蓋物與預成型薄膜縫合而連接到裝置130。在特定 實施方式中，覆蓋物可以機械地(例如，卷繞、環繞等)連接到細絲134。在特定實施方式 中，覆蓋物(例如，通過物理汽相沉澱、化學汽相沉澱)可以沉積在細絲134上。裝置130 的其它部分還可以包括覆蓋物。例如，通過執行與關於圖9A-9C所述的方法類似的方法、與關於圖10A-10C所述的 方法類似的方法、它們的組合等，可以將裝置130像所述的那樣定位和收回。如上所述，裝 置130在與裝置130的收回和展開相像的實施方式可以是特別有利的。圖14說明處在包括切削和成形金屬管(例如雷射切削海波管(hypotube))階段 的基本球形脈管重塑裝置140(例如，具有與裝置80類似的足球形狀)的一個示例實施方 式。在一些實施方式中，起始管的直徑在約0. 5mm和約3mm之間或者約Imm和約2mm之間 (例如，約1mm，約1. 5mm,約2mm，等等)。還有可能是其它直徑。裝置具有第一或者遠端141 和與第一端141大體相對的第二或近端142。雷射可以切掉管的部分146，保留多個在第一 端141和第二端142之間延伸的多個細絲144。在圖14說明的實施方式中，細絲144連接 在第一端141和第二端144(例如，原因在於與金屬管一體成形而不從彼此切斷)。在一些 實施方式中，這裡所述的用來在展開後釋放和/或收回裝置140的頭部或尾部可以連接到 裝置140(例如通過粘附、軟釺焊、焊接等)。在特定實施方式中，尾部143可以通過經切割 管限定而與裝置140 —體成形。在一些實施方式中，裝置140還包括靠近第一端141的不透射線標記148和/或 靠近第二端142的不透射線標記149。在特定實施方式中，當裝置140位於分叉的接合處 時，不透射線標記148可以至少部分延伸進入動脈瘤20。在一些實施方式中，不透射線標記 148、149可以通過經切割管限定而與裝置一體成形。不透射線標記148、149可以有助於裝 置140在分叉的接合處的定位。接著，切割管可以使用熱處理工藝經形狀定型(shape setting)被膨脹成基本球 形。形狀定型(shape setting)工藝可能包括若干步驟，包括使用適當工具連續地增加基 本球形的直徑以在對它熱處理時拉伸和限制切割管成為新的形狀。在每個熱處理步驟的結 尾，切割管設想它在熱處理工藝期間限定的形狀。接著重複這個工藝以形成比成品稍大的 尺寸且更接近成品的形狀。可以通過若干這種步驟獲得最終形狀(例如，與裝置80類似的足球形狀)和尺寸。這裡所述的其它裝置(例如，裝置50、80、130)還可以使用切割金屬管 形成(金屬管在被切割後再成形)，雖然可理解地是切槽(initial cut)的型式可能不同， 從而不提供關於可能的材料、尺寸、孔隙率，展開方式、可能的覆蓋物等細節。這裡所述的特定裝置可能有利地應用於處理頸部比(底部寬帶與頸部寬度之 比)大於約2 1或者如果頸部寬度大於約4mm。在這種動脈瘤的處理中，栓子形成旋管 (embolization coils)可能易於使疝形成在母血管中，原因在於動脈瘤的尺寸和/或形狀 不會傳導以將旋管保持在它們的已插入地點。在特定的這種實施方式中，栓子形成旋管在 定位基本球形裝置以後插入到動脈瘤的底部從而栓子形成旋管不會有疝形成的機會。可以 理解的是，這裡所述的特定裝置還可以用來處理頸部比小於約2 1或者頸部寬度小於約 4mm的動脈瘤。在特定的這種實施方式中，栓子形成旋管在定位基本球形裝置以前插入到動 脈瘤的底部。這裡所述的特定裝置可能有利地為位於分叉的接合處的單個基本球形裝置，而非 多個管狀分叉。這種特定裝置可以橫跨動脈瘤頸部以及冠狀動脈。這種裝置的定位可以 不那麼複雜，因而比起確保管狀裝置正確錨定在輸入血管和輸出血管中，例如，降低相關風險。在栓塞材料預先插入動脈瘤但具有疝形成的一些實施方式中，這裡所述的特定裝 置還可以用作「搶救裝置」以將疝形成材料推回到動脈瘤並用作腳手架以抑制或阻止栓塞 材料的進一步疝形成或脫垂。在這些特定的實施方式中，這種裝置的展開通過線或導管可 以有利地避免包括疝形成材料的接合處的橫越(例如，不需要使經過接合處的線或導管橫 越到輸出血管用於裝置的定位，正如基本需要定位諸如圖4B和4C中所說明的裝置42、44 的管狀裝置)，其可能造成疝形成材料變得紊亂和/或脫落並且其可能造成動脈瘤的破裂 (rupture)0雖然本發明已經在特定實施方式和示例的上下文中公開，本領域技術人員可以理 解的是本發明超出特定公開的實施方式到其它可替換的實施方式和/或本發明與其明顯 改進和等同的應用。此外，當本發明實施方式的若干變化被詳細示出並描述時，基於本公開 的落入本發明保護範圍的其它改進對於本領域技術人員來說也是明顯的。還可以預期的是 還可以有實施方式的特定特徵和方面的各種組合或再組合，而且這些組合或再組合仍然落 入本發明的保護範圍。應該理解的是，所公開的實施方式的各種特徵和方面可以彼此結合 或者替換因而形成所公開發明的實施方式的變化模式。因此，希望這裡所公開的本發明的 保護範圍不應被上述的特定實施方式所限。
權利要求
1.一種用於處理具有接合的輸入血管和輸出血管的分叉處的動脈瘤的方法，所述動脈 瘤具有頸部和底部，所述方法包括如下步驟將導管推進以靠近分叉的接合處，所述導管至少部分包含處於壓縮狀態下的基本球形 脈管重塑裝置；將所述裝置定位在所述分叉的接合處；以及撤回所述導管並將所述裝置保留在所述分叉的接合處，其中所述裝置用作腳手架以抑 制動脈瘤頸部外物體的疝形成，並且，所述裝置允許液體灌注到所述輸出血管。
2.根據權利要求1所述的方法，其中所述分叉是神經脈管分叉。
3.根據權利要求1或2所述的方法，其中所述裝置大體與所述接合的形狀等同。
4.根據權利要求1-3中任一所述的方法，其中所述裝置的定位步驟包括從所述導管展開所述裝置；和膨脹所述裝置。
5.根據權利要求4所述的方法，其中所述裝置包括多個細絲，所述多個細絲包括自我 膨脹或形狀記憶材料，並且，所述裝置的膨脹步驟包括允許所述裝置向著未壓縮狀態膨脹。
6.根據權利要求4或5所述的方法，其中所述裝置的定位步驟還包括在膨脹所述裝置 以後從所述導管釋放所述裝置。
7.根據權利要求6所述的方法，其中所述裝置的釋放步驟包括從所述導管機械地釋放 所述裝置。
8.根據權利要求6所述的方法，其中所述裝置的釋放步驟包括從所述導管電解地釋放 所述裝置。
9.根據權利要求6-8中任一所述的方法，還包括如下步驟在膨脹所述裝置以後，將所述裝置收回到所述導管中；從所述導管中再次展開所述裝置；和再次膨脹所述裝置。
10.根據權利要求1-9中任一所述的方法，還包括如下步驟在所述裝置的定位步驟以後，將栓塞材料插入所述動脈瘤的底部，所述物體包括所述 栓塞材料。
11.根據權利要求1-9中任一所述的方法，還包括如下步驟在所述裝置的定位步驟之前，將栓塞材料插入所述動脈瘤的底部，所述物體包括所述 栓塞材料。
12.根據權利要求1-11中任一所述的方法，其中底部寬度與頸部寬度的比率大於約 2 I0
13.根據權利要求1-12中任一所述的方法，其中頸部寬度大於約4mm。
14.一種基本球形重塑裝置，包括笛一雜弟 兄而；與所述第一端大體相對的第二端；以及在所述第一端和所述第二端之間延伸並在所述第一端和所述第二端之間連接的多個 細絲；其中所述裝置被構造成定位在包括至少一個輸入血管、輸出血管以及具有頸部的動脈瘤的神經脈管分叉的接 合處；用作腳手架以抑制動脈瘤頸部外的物體的疝形成；以及允許液體灌流至輸出血管。
15.根據權利要求14所述的裝置，其中所述裝置基本呈足球形狀，所述第一端向外延 伸且所述第二端向外延伸。
16.根據權利要求14所述的裝置，其中所述裝置基本呈南瓜形狀，所述第一端向外延 伸且所述第二端向內延伸。
17.根據權利要求14-16中的任一所述的裝置，其中所述細絲包括形狀記憶材料。
18.根據權利要求14-17中的任一所述的裝置，其中至少一個所述細絲包括不透射線 材料。
19.根據權利要求14-18中的任一所述的裝置，其中至少一個所述細絲包括至少部分 卷繞自我膨脹材料的不透射線材料。
20.根據權利要求14-19中的任一所述的裝置，其中至少一個所述細絲包括具有不透 射線芯或不透射線塗層的自我膨脹材料。
21.根據權利要求14-20中的任一所述的裝置，其中在所述第二端和大致中點之間的 孔隙率向著遠處增加，而在所述中點和所述第一端之間的孔隙率向著遠處減少。
22.根據權利要求14-21中的任一所述的裝置，其中所述細絲在所述第二端處縱向地 成角度。
23.根據權利要求14-22中的任一所述的裝置，還包括靠近所述第一端和所述第二端 中的至少一個的不透射線標記。
24.根據權利要求14-23中的任一所述的裝置，還包括靠近所述第一端的第一不透射 線標記和靠近所述第二端的第二不透射線標記。
25.根據權利要求14-M中的任一所述的裝置，其中所述多個細絲包括約6個細絲和約 12個細絲之間。
26.一種重塑裝置，包括形成基本球形的多個環，其中所述裝置構造成定位在具有動 脈瘤的神經脈管分叉的接合處，所述裝置構造成用作腳手架以抑制在動脈瘤外形成疝的物 質，並且，所述裝置構造成允許血液灌注至分叉的輸出血管。
全文摘要
一種基本球形重塑裝置(50、80、110、130)，能夠永久地定位在具有動脈瘤(20)的分叉(60)的輸入血管和輸出血管的接合處。將裝置(50、80、110、130)定位在接合處以使裝置(50、80、110、130)與接合處的形狀大體等同，裝置(50、80、110、130)用作腳手架以抑制動脈瘤(20)外物體的疝形成，並且，裝置(50、80、110、130)允許向輸出血管的灌注。裝置(50、80、110、130)的定位步驟可以包括從導管(64、92)展開和機械或電解的釋放。栓塞材料(28、62)在裝置(50、80、110、130)的定位步驟之前或者之後可以插入到動脈瘤(20)中。裝置(50、80、110、130)可以具有第一端(81、111、131)，大體與第一端相對的第二端(81、112、132)，以及在第一端(81、111、131)和第二端(81、112、132)之間延伸並在第一端(81、111、131)和第二端(81、112、132)處連接的多個細絲(84、114、134)。這種裝置(50、80、110、130)可以是足球形狀的、南瓜形狀的、或者扭曲的。裝置(50)可以包括形成基本球形的多個環(52)。
文檔編號A61B17/12GK102137626SQ200980132318
公開日2011年7月27日 申請日期2009年7月21日 優先權日2008年7月22日
發明者盧文峰, 厄爾·斯利, 埃拉德·利維, 安迪·黃, 桑賈伊·什裡瓦斯塔瓦, 維多利亞·舒曼 申請人:微治療公司