JP4636794B2 - 金属または擬似金属構造を有する弁状人工器官および製造方法 - Google Patents

Description

本発明は、一般に、その必要のある哺乳類被験体への埋込みに適した金属および擬似金属（ｐｓｅｕｄｏｍｅｔａｌ）の薄膜に関する。より詳細には、本発明は、人工心臓弁／静脈弁埋込み物、アクセスポート、ならびに可動式弁フラップを用いる埋込み可能な医療デバイスに関する。

本発明による埋込み可能な医療デバイスは、金属および／または擬似金属材料から製作される改良型の弁フラップ部材を有する。必ずしも本発明に必須ではないが、人工心臓弁埋込み物および人工静脈弁埋込み物が、血管内技術を用いて送達可能で、解剖学的な弁の除去の必要なしに心内または静脈内の部位に埋込み可能であることが望ましい。本発明の人工弁の実施形態は、送達カテーテルを用いる大腿動脈または鎖骨下動脈アプローチを介した心臓送達によく適しており、選択された具体的な構成に依存して心臓内で展開させて弁の欠損若しくは疾病または中隔の欠損若しくは疾病を修復することができる。本発明の一実施形態によれば、大動脈弁の人工器官として左心室から大動脈への血流を促進するのに特によく適している心腔−血管間（ＣＶ：ｃｈａｍｂｅｒ−ｔｏ−ｖｅｓｓｅｌ）構成が提供される。第２の実施形態では、僧帽弁置換または中隔欠損の修復に特によく適合した心腔−心腔間（ＣＣ：ｃｈａｍｂｅｒ−ｔｏ−ｃｈａｍｂｅｒ）構成における人工弁が提供される。最後に、第３の実施形態は、静脈弁の締め出し（ｅｘｃｌｕｓｉｏｎ）および置換によく適した血管間（ＶＶ：ｖｅｓｓｅｌ−ｔｏ−ｖｅｓｓｅｌ）構成で提供される。

本発明のＣＶ、ＣＣ、およびＶＶの各実施形態に共通するのは、ステント支持部材、ステントの管腔内表面および管腔外表面の一方または両方の少なくとも一部分を覆うグラフト部材、ならびに弁フラップ部材である。グラフト部材および弁フラップ部材は、好ましくは金属および／または擬似金属材料で製作されており、弁フラップは、弁領域の両側の圧力差がゼロのときにその弁フラップが閉じるように、偏倚してステントに結合している。

より具体的には、本発明の弁フラップ部材およびグラフト部材は、全て、生体適合性のある金属または生体適合性のある擬似金属で作られた自己支持性薄膜で製作される。本願の目的では、用語「擬似金属」または「擬似金属の」は、例えば複合材料などの生体適合性のある金属と実質的に同じ生物学的応答および材料特性を示す生体適合性材料を意味するものとする。

単一金属または合金でできた精製材料（ｗｒｏｕｇｈｔ ｍａｔｅｒｉａｌｓ）とは対照的に、本発明の弁フラップ部材およびグラフト部材は、少なくとも２つの層でできており、これらは、互いに自己支持性積層構造を形成している。積層構造は、一般に、木製品や紙製品などのシート状材料の機械的強度を増大させることで知られている。積層体は、また、薄膜の機械的特性、具体的には硬度および靭性を増大させるために、薄膜製作の分野で使用されている。例えば、圧延や押出成形などの標準的な金属成形技術は、容易に積層構造体を生産するまでに至っていないので、積層金属箔は使用または開発されていない。真空蒸着技術を発展させて、機械的特性の改善された積層金属構造体を得ることができる。加えて、積層構造体は、超弾性、形状記憶性、放射線不透過性、耐食性などのような特殊な特性を有する層を含めることによって、特殊な性質を提供するように設計することができる。

本発明では、配向的な定義を与えることが重要である。本発明の目的では、本発明の位置的な態様に関する言及は、埋込み可能デバイスを通る血流の、方向性をもった流れベクトルに対して定義される。したがって、用語「近位」は、デバイスの流入側または上流側を意味し、一方、「遠位」は、デバイスの流出側または下流側を意味するものとする。本明細書に記載のカテーテル送達システムに関しては、用語「近位」は、カテーテルの操作者側の端部の方を意味し、用語「遠位」は、カテーテルの終端部またはデバイス支持端部の方を意味するものとする。

従来の金属箔、ワイヤ、および薄壁シームレスチューブは、通常、圧延、引っ張り、押出成形、および他の同様のプロセスの幾つかの組合せを含む一連の加熱または冷間成形工程で、インゴットから生産される。これらの各加工工程のそれぞれは、金属形成プロセスで使用される工具および潤滑剤によって材料上に付着された異種材料の残留物を材料表面から除去することを含む、補助的な工程を伴う。加えて、工具および潤滑材料と周囲のガスとの化学的な相互作用によって、汚染物質が導入される。残留物の一部は、普通、形成された材料の表面上に依然として残っており、これら汚染をもたらす残留物が後続の加工工程中に鍛造金属製品のバルクに取り込まれることになる可能性が高い。物的な製品サイズが縮小されると、そのような汚染をもたらす不純物の重要性が増大する。具体的には、より小さなサイズの製品を生産するには、より多くの数のプロセス工程が必要であり、したがって汚染物質が導入される可能性が高くなる。さらに、製品サイズが縮小されると、非金属または他の外来含有物の相対的なサイズが大きくなる。この効果は、材料の厚さが粒子または含有物（ｉｎｃｌｕｓｉｏｎ）のサイズに匹敵する場合に特に重要である。例えば、オーステナイト系ステンレス鋼の結晶粒度は、通常、１０〜１００ミクロン程度の規模である。この範囲の厚さをもったワイヤまたは箔を生産するときには、いくらかの粒界または欠陥が、製品の大部分にわたって、あるいは製品の厚さ全体にまでも広がるという重大な可能性がある。このような製品は、機械的特性および耐食性が局所的に低下することになる。耐食性は、電解研磨などの表面処理によって補修されるが、機械的特性は制御するのがより困難である。

金属の機械的特性は、その微小構造に大きく依存する。金属箔、ワイヤ、および薄壁シームレスチューブを製作するのに使用される形成および整形プロセスは、バルク材料を大きく変形させるものであり、大きく歪んで変形した粒子構造がもたらされる。アニーリング処理によって粒子の変形を部分的に緩和させることができるが、典型的には、十分に丸みをおびた粒子構造に戻すのは不可能であり、広範囲の粒度となるのが共通の結果である。従来の形成および整形プロセスをアニーリングと組み合わせると、通常、最終的な結果として、小さなサイズの鍛造金属製品に、不均一な粒子構造と、あまり好ましくない機械的特性とがもたらされる。したがって、真空蒸着技術を用いて、微小機械デバイスや医療デバイスなどの特殊用途のための高品質の均質材料を生産することが可能である。

真空蒸着技術では、材料は、所望の幾何形状、例えば平面状や管状などに直接に形成される。真空蒸着プロセスの一般原理は、材料をペレットや厚い箔（原材料）などの最小限の加工形態で取得し、それらを霧化（ａｔｏｍｉｚｅ）することである。霧化は、例えば、物理蒸着法の場合のように熱を用いて、あるいはスパッタ蒸着の場合のように衝突プロセスの効果を用いて実施することができる。蒸着の一部形態では、通常１つまたは複数の原子からなる微粒子を創り出すレーザアブレーションなどのプロセスを霧化と置き換えることができ、粒子１個当たりの原子の数を数千個以上にすることができる。次いで、原材料の原子または粒子を基材またはマンドレル上に蒸着させて、直接に所望の目的物を形成する。他の蒸着方法では、真空チャンバ内に導入される周囲ガス、すなわちガス源と、蒸着された原子および／または粒子との間の化学反応が、蒸着プロセスの一部になる。蒸着された材料には、化学蒸着法の場合のように、固体源とガス源との反応によって形成される化合物種が含まれる。ほとんどの場合、その後、蒸着された材料を基材から部分的または完全に除去して、所望の製品を形成する。

薄膜成長速度は、真空蒸着プロセスの重要なパラメータである。機能の点で鍛造金属製品に匹敵する材料を蒸着するには、１ミクロン／時間を超える蒸着速度が不可欠であり、実際には１００ミクロン／時間程度の速い速度が望ましい。これらは、速い蒸着速度であり、このような速度では蒸着物が常に柱状構造を有することが知られている。他の蒸着パラメータ、最も重要なものとして、基材の温度に依存して、柱状構造を非晶質または結晶質にすることができるが、このような速い蒸着速度では、せいぜい微結晶構造の発達が予想できるにすぎない。柱状構造では、蒸着物の厚さ全体にわたってクラックの伝播が抑制されずに発生しうる、機械的に脆弱な構造がもたらされることが問題である。

真空蒸着技術の特別な利点は、層状材料の蒸着が可能であるので、優れた品質を備える薄膜を生産できることである（例えば、非特許文献１）。超構造（ｓｕｐｅｒｓｔｒｕｃｔｕｒｅ）や多層体などの層状材料は、一般に、材料の何らかの化学的、電子的または光学的特性を利用するためにコーティングとして蒸着され、その一般的な例が、光学レンズ上の反射防止コーティングである。

比較的最近まで、多層コーティングが単一層で作製された同様のコーティングに比べて改善された機械的特性を有する場合があることが認識されていなかった。この改善された機械的特性は、層間の界面が応力を緩和する能力によるものである場合がある。この応力緩和は、界面が、滑り面を提供する場合、塑性体である場合、または局所的に層間剥離できる場合に起こる。この多層薄膜の特性は、その硬度に関しては認識されてきたが、この認識は、鍛造金属部品の代わりになる用途で使用できる金属製品にとって重要な他の機械的特性には転換されなかった。

薄膜成長を妨害する技術的な工程が、不連続な柱状構造をもたらし、薄膜の厚さ全体にわたるクラックの伝播を防ぐ。この意味では、多層が使用される薄膜技術の場合に一般的なように、必ずしも構造が化学的に区別できる多数の層からなる必要はない。このような化学的相違は、有用なことがあり、材料特性の改善に寄与することがある。

本願で使用するとき、「層」は、隣接するほぼ均質な他の層、基材、または環境との間の界面によって限られた、実質的に均一な材料を意味するものとする。隣接層間の界面領域は、示量性（ｅｘｔｅｎｓｉｖｅ）熱力学的パラメータが変化することのある不均質な領域である。異なる層が必ずしも異なる値の示量性熱力学的パラメータによって特徴付けられるわけではないが、界面では、少なくとも一部のパラメータが局所的に変化する。例えば、組成および微細構造が同一の２つの鋼鉄層の間の界面は、薄膜成長プロセスの妨害による局所的に高濃度の粒界によって特徴付けることができる。したがって、層間の界面は、構造が異なる場合には、必ずしも化学組成が異なる必要はない。

層間に良好な接着性を与える必要があり、これは、普通、境界のはっきりした界面（ａｂｒｕｐｔ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）ではなく、比較的広い界面領域を与えることによって達成される。界面領域の幅は、示量性熱力学的パラメータが変化する範囲として定義することができる。この範囲は、考慮される界面領域に応じて決定でき、界面の微小粗さ（ｍｉｃｒｏｒｏｕｇｈｎｅｓｓ）の程度を意味することがある。言い換えれば、隣接層間の界面の微小粗さを増大させることによって、接着を促進することができる。

層状構造を与えることによって、本発明の材料は、薄膜成長の方向（層に垂直な方向）に広がった欠陥としての、制御された最大サイズの粒子および柱状構造からなる。このように粒子または欠陥のサイズが制限されると、蒸着材料および鍛造材料の両方で、それらの非積層化同等物に比べて機械的強度、特に靭性が増加した材料がもたらされる。加えて、欠陥および粒界が積層体を横切って到達する範囲を制限することで、耐食性も改善される。

積層材料は、特殊な性質を達成するように層の化学組成が選択されるときに、さらなる利点を有する。例えば、タンタルなどの放射線不透過性材料が構造のうちの１層を形成し、他の層は、材料に必要な機械的特性および他の特性を与えるように選択することができる。

しかし、従来の埋込み可能弁は、これまで、伝統的に硬質の金属または合成材料で製作されるか、あるいは柔軟性のある合成高分子材料で製作されており、それぞれ血行力学的および生理学的な合併症を伴う。

（先行技術のまとめ）
先行技術には、経皮的人工弁に本質的に必要な、ある共通のデバイス、すなわち、拡張可能なステントセグメント、アンカー固定（ａｎｃｈｏｒｉｎｇ）セグメント、および流量調節セグメントが開示されている。

先行技術の経皮的人工弁デバイスには、Ｄｏｂｂｅｎの弁（特許文献１参照）、Ｖｉｎｃｅの弁（特許文献２参照）、Ｔｅｉｔｅｌｂａｕｍの弁（特許文献３参照）、Ｓｔｅｖｅｎｓの弁（特許文献４参照）、Ｐａｖｃｎｉｋの弁（特許文献５参照）、Ｔａｈｅｒｉの弁（特許文献６参照）、Ａｎｄｅｒｓｏｎの弁（特許文献７および特許文献８参照）、Ｊａｙａｒａｍａｎの弁（特許文献９参照）、Ｂｅｓｓｅｌｅｒの弁（特許文献１０参照）、Ｋｈｏｓｒａｖｉの弁（特許文献１１参照）、Ｚａｄａｎｏ−Ａｚｉｚｉの弁（特許文献１２参照）、およびＬｅｏｎｈａｒｄｔの弁（特許文献１３参照）が含まれる。これら既存の各ステント弁の設計には、ある欠点があり、それらが本発明によって解決される。

Ｄｏｂｂｅｎの弁は、血管壁に係合して弁をアンカー固定するように安全ピン様に曲げられたワイヤに通された、円盤形フラップを有する。第２の実施形態は、デバイスをアンカー固定して流量調節フラップを取り付けるように、ワイヤをジグザグ形に曲げることによって作製された、円筒形または王冠形のステントを使用する。このデバイスには、血行力学、送達、疲労、および安定性に関する重大な欠点がある。

Ｖｉｎｃｅの弁は、可撓性のワイヤコイルで形成されたトロイダル状の本体と、生体材料のフラップからなる流量調節機構とを含むステントを有する。ステント内には、流量調節機構を据え付けるための取付け支柱として多数の長手方向伸張部が設けられている。そのデバイスは、体内の開口部（ｏｒｉｆｉｃｅ）に送達するのにバルーンの拡張を必要とする。この設計の主要な欠点は、送達プロファイルである。具体的には、提案されるデバイスおよび方法には、２０＋フレンチサイズ（約６．７ｍｍ）のカテーテル（バルーンの収容に約９フレンチサイズ（約３．０ｍｍ）、圧縮されたデバイスの収容に１４＋フレンチサイズ（約４．７ｍｍ））が必要であるので、デバイスが低侵襲技術として臨床的に有効でなくなっている。さらにそのデバイスは、血行力学、安定性、およびアンカー固定に関する懸念事項に十分に対処していない。

Ｔｅｉｔｅｌｂａｕｍの弁は、形状記憶ニチノールで作製され、２つのコンポーネントからなる。第１コンポーネントは、ステント様であり、Ｗａｌｌｓｔｅｎが記載しているもの（特許文献１４参照）と同様のニチノールワイヤの網状構造（ｍｅｓｈｗｏｒｋ）またはブレード（ｂｒａｉｄｉｎｇ）で構成され、トランペット様に遠位および近位が口を広げている。ステントの目的は、最初のバルーン拡大後に、病変した心臓弁を通る半リッジ付き開孔路（ｓｅｍｉ−ｒｉｄｇｅｄ ｐａｔｅｎｔ ｃｈａｎｎｅｌ）を維持することである。口を広げた端部は、弁の両側でステントコンポーネントの位置を維持することによってデバイスをアンカー固定することを目的としている。流量調節機構についての実施形態には、ステント部分に二次的に送達される閉鎖装置（ｏｂｔｕｒａｔｏｒ）と、かごに入れられたボールとが含まれる。そのデバイスの欠点は、流量調節装置が有効弁口（ｅｆｆｅｃｔｉｖｅ ｖａｌｖｅ ｏｒｉｆｉｃｅ）を縮小させて最適以下の血行力学特性を生み出すこと、ステントおよび流量調節コンポーネントの別個の性質によって疲労に関する懸念事項が生じること、金属および露出金属含量が多いので、血栓形成、弁膜狭窄、および慢性的な抗凝固に関する懸念事項が生じること、初めに実施される弁形成術に加えて別々に送達するという要件（小さな送達プロファイルの必要性には対処しているが）により、経皮的処置に随伴する時間、コスト、危険性、難しさ、および外傷が増加することである。

Ｐａｖｃｎｉｋの弁は、ポペットと、ステントと、拘束要素とで構成される、自己拡張型の経皮的デバイスである。弁ステントは、内部経路にアンカー固定するためのバーブ付き手段（ｂａｒｂｅｄ ｍｅａｎｓ）を有する。そのデバイスには、多数の交差ワイヤと弁座（ｖａｌｖｅ ｓｅａｔ）とから構成されるかご機構と連動する、ジグザグ構成の自己拡張型ステントが含まれる。そのデバイスの欠点には、大きな送達プロファイル、有効弁膜口の縮小、弁膜周囲のリークの可能性、かご形閉塞装置および弁座によって発生する外傷誘発性の乱流、血栓形成、弁狭窄、慢性的な抗凝固、バーブ付きアンカーに起因した、問題のある生理学的／処置的懸念事項、ならびに最初の埋込み後に閉塞部材を膨らませることを含む複雑な送達手順が含まれる。

Ｓｔｅｖｅｎｓは、機能不全弁を血管内除去し、その後人工弁で置換する、経皮的弁置換システムを開示している。その弁置換システムには、ステントと、固定されたブタ大動脈弁などの流量調節用の弁尖（ｃｕｓｐ）とで構成される人工弁デバイス、弁導入装置、管腔内処置デバイス、処置デバイスカプセル、および組織切開装置を含めることができる。開示されているデバイスでは、直径の大きなカテーテルを必要とする長く複雑な処置が示されている。開示されている弁デバイスは、大きな送達カテーテルを必要とし、弁の機能に必要な鍵になる機構が扱われていない。さらに、そのデバイスは、所望の位置にデバイスをアンカー固定するために、縫合などの管腔内固定手段を必要とする。

Ｔａｈｅｒｉの弁は、大動脈弓グラフトと組み合わせた大動脈弁置換を記載している。記載されているデバイスおよび経皮的方法は、胸腔穿刺を必要とする。

Ａｎｄｅｒｓｏｎは、バルーンによって拡張可能な様々な経皮的人工弁を開示している。最新の開示は、離隔されたいくつかの頂部でできた拡張可能な円筒形構造から作製されるステントと、ステントに据え付けられた弾性的に折畳み可能な弁とを含み、この弁の交連点が頂部に据え付けられている、弁人工器官である。そのデバイスは、バルーンでステントおよび弁を拡張させることによって所望の場所に設置される。この設計の主要な欠点は、２０＋フレンチサイズ（約６．７ｍｍ）の送達要件である。他の問題には、アンカー固定の安定性、弁膜周囲のリーク、困難な製造、ならびに疑わしい弁性能が含まれる。

Ｊａｙａｒａｍａｎの弁には、星形ステントと、損傷した心臓弁を修復する際に使用される置換弁および／または置換グラフトとが含まれる。そのデバイスは、相互連結された一連の星形ステントセグメントで構成され、その中心に置換弁が設置される。流量調節機構は、巻かれて導管を形成するグラフト材料の平たい切片に切断された３つのフラップからなり、導管内で３つのフラップを重ね合わせるように内側に折ることができる。１枚のパッチ（または多数のパッチ）を導管の外側に縫合し、次にそれを裏返しに引張り、または反転させて、１つまたは複数のパッチが完全に反転した導管上にくるようにする、さらなる流量調節機構が開示されている。送達時の拡張を支援するために、バルーンカテーテルが必要である。この設計の欠点には、満足なアンカー固定機構の欠落、隣接した組織および解剖学的構造との問題のある干渉に関する懸念事項、多数のセグメントと連結部と縫合部とに随伴した疲労に関する懸念事項、適切に制御かつ偏倚された流量調節機構の欠落、確実でない有効弁口、困難な製造、バルーン拡大の要件、複雑で困難で不精確な送達、ならびに大きな送達プロファイルが含まれる。

Ｂｅｓｓｅｌｅｒの弁は、障害のある心臓弁の血管内除去ならびに経皮的心臓弁による置換のための方法およびデバイスを開示している。そのデバイスは、中に可撓性弁が配置された自己拡張型ステント部材で構成される。そのステント部材は、ジグザグ構成に形成された閉じたワイヤから作製される自己拡張型の円筒形をしており、この構成は、打抜きまたは押出成形された単一片、あるいは自由端を１つに溶接することによって形成された単一片にすることができる。流量調節機構は、葉状部（ｌｅａｆｌｅｔ）を形成する１つのスリット（または複数のスリット）を含むアーチ形の部分と、ステントを囲んでステントに縫合されたカフ部分とで構成される。好ましい流量調節装置は、３つの弁尖を備えたブタの心膜である。葉状部を含むグラフト材料（流量調節のための追加的な機構をもたない）が延びて外側カフ部分を形成し、縫合部でステント部分に取り付けられている、さらなる流量調節装置が記載されている。ステントに担持された複数のバーブによって、アンカー固定セグメントが与えられている（そのため、カフグラフトセグメント内に突き通される）。バーブのアンカーは、それが本来の（ｎａｔｉｖｅ）弁輪または血管壁のところの固い組織でなく本来の弁葉に同所固定されている場合には適切に機能しないので、送達には、自然の弁の管腔内除去が必要になる。送達は、その中にデバイスおよび押込みロッドが配置されているカテーテルを用いるものである。そのデバイスの欠点は、十分に画定され偏倚された流量調節機構が欠落していること、解剖学的に弁を除去する必要があるので、処置時間が延長され、難易度が増大し、臨床的実用性が低下すること、前述のような外傷誘発性のバーブがあること、バーブが除かれるとデバイスが不安定になり移動しやすくなることである。

Ｋｈｏｓｒａｖｉの弁は、Ｄｅｒｂｙｓｈｉｒｅが記載しているもの（特許文献１５参照）と同様のコイル状シートステントで構成された経皮的人工弁を開示しており、その内表面上には複数のフラップが据え付けられて流量調節機構を形成しており、生体適合性材料で構成することができる。この設計の欠点には、送達状態でのステントとフラップとの間の問題のある相互作用、コイル状ステント性能に関する臨床データの欠落、フラップが適格な一方向弁を確実に生み出すための詳細な機構の欠落、適切なアンカー固定手段の欠落、ならびに周囲の解剖学的構造によって課せられる設計要件が無視されていることが含まれる。

Ｚａｄｎｏ−Ａｚｉｚｉの弁は、挿入状態および拡張状態をとることのできる枠組み構造内に配置されたフラップによって流量調節が提供されるデバイスを開示している。流量調節機構の好ましい実施形態は、弁本体を通って長手方向に延びる１つまたは複数のスリットを備えた、十分に弾性のある材料から作製される長手方向弁本体によって定義される。弁膜下方（ｓｕｂ−ｖａｌｖｕｌａｒ）の圧力が増加すると、弁本体が拡張されてスリットが開き、その中に流体が流れるとされている。弁本体は、本体の経路の管腔内へと延びているので、弁膜上方（ｓｕｐｒａ−ｖａｌｖｕｌａｒ）の圧力が増加するとスリットが開かなくなり、それによって一方向流が実現される。そのデバイスには、射出成形、ブロー成形、および挿入成形を通じて、シールまたはグラフト材料内に枠組みを組み込むことが含まれる。その装置の欠点には、流量調節機構が小さな有効弁口をもたらすこと、多数のスリット機構によって濁り（ｔｕｒｂｉｄｉｔｙ）が引き起こされること、開示される実施形態が大きな送達プロファイルを必要とすること、ならびに急速アンカー固定手段が欠落していることが含まれる。

最後に、Ｌｅｏｎｈａｒｄｔの弁は、径方向に圧縮可能な環状バネ部分を有する管状グラフトと流量調節装置とで構成されており、その中に生体弁が配置されていることが好ましい。バネステントのサイズを３０％まで大きくすることに加えて、管状グラフトの外側に配置され、それを生体組織にシールする光活性型の生体適合性組織接着剤によって、アンカー固定手段が与えられる。ステント部は、ジグザグ形に形成され、圧着チューブ、接着剤、または溶接によって１つに連結された、超弾性ワイヤの単一片で構成される。可鍛性で、薄壁で、生体適合性があり、可撓性で、拡張可能な織布グラフト材料が、ステントの外側に連結されており、次にはそれが生物学的流量調節装置に連結されている。このデバイスの欠点には、生体弁および支持されていないグラフト弁葉（ｇｒａｆｔ−ｌｅａｆｌｅｔ）の調節装置に関するプロファイル懸念事項、既に実施された弁形成術に加えて多数のアンカー固定バルーンと光活性型組織接着剤の使用とを必要とする、直径が大きく複雑な送達システムおよび方法、周囲の解剖学的構造との干渉、および疑わしい臨床的有用性、ならびに光作動型アンカー固定手段の実現可能性が含まれる。本明細書で使用する用語「グラフト」は、一体品として柱状および周方向強度を示し、その厚さを貫通する開口部を有する、いずれかのタイプの管状部材を指すものとする。

本発明の好ましい実施形態によれば、グラフト部材は、生体適合性のある金属および／または擬似金属の別個の薄いシートまたは管として形成される。グラフト部材を横向きに貫通する、複数の開口部が設けられている。これら複数の開口部は、ランダムにすることができ、またはパターン化することができる。複数の開口部それぞれのサイズが、各開口部を通って細胞は移動できるが、流体は流れることができないようなものであることが好ましい。この場合、血液は、複数の開口部を通って流れることができないが、様々な細胞またはタンパク質は、複数の開口部を自由に通過することができ、生体内グラフト治癒が促進される。本発明のグラフトの実施形態の他の態様によれば、２つのグラフト部材を採用し、第１グラフト部材の外径を第２グラフト部材の内径よりも小さくして、第１グラフト部材を第２グラフト部材の管腔内に同心係合可能にすることが企図される。第１および第２グラフト部材は、その中を貫通する、あるパターンをもった複数の開口部を有する。第１および第２グラフト部材は、例えば、同心係合された第１および第２のグラフト部材の壁面を通る細胞の曲がりくねった移動経路が形成されるように、パターンをもった複数の開口部を互いに対して相対的に位相をずらして位置決めした状態で、互いに同心的に位置決めされる。生体内での第１および第２グラフト部材を通過する細胞の移動ならびに治癒を促進するために、第１および第２グラフト部材の複数の開口部間に通じる、さらなる細胞移動経路を提供することが好ましい。これらの追加的な細胞移動経路は、１）第２グラフトの管内表面上または第１グラフトの管外表面上あるいはその両方に形成された複数の突出部であって、スペーサの働きをし、さらに、第１および第２グラフト部材の複数の開口部間の細胞の移動および細胞の連通を可能にする第１および第２グラフト部材の間の環状の開口部を維持する働きをする突出部として、あるいは、２）第１および第２グラフト部材の長手軸に対してランダム、放射状、らせん状、または長手方向にすることのできる複数の微小溝であって、それらの中を流体は流れることができないが、それらに沿って細胞は移動および伝播できる十分なサイズであり、第１および第２グラフト部材の複数の開口部間の細胞移動管路の働きをする微小溝として与えることができる。

治癒応答性を向上させるには、採用される材料がその血液または組織の接触表面のところで実質的に均質な表面プロファイルを有することが好ましい。実質的に均質な表面プロファイルは、材料の血液または組織の接触表面に沿って不均質性を制御することによって達成される。本発明の実施形態によって制御される不均質性には、粒度、粒子相、粒子材料の組成、ステントの材料組成、ならびにステントの血流表面の表面トポグラフィが含まれる。さらに本発明は、デバイスの血流または組織の接触表面に沿ってデバイス材料の不均質性が制御されている管腔内デバイスを作製する方法を提供する。材料の不均質性が、基材上への材料の従来の真空蒸着方法を用いることによって制御されることが好ましい。

固体の均質材料の表面は、周囲環境と相互作用できる状態にある反応性の平面を形成する、不飽和の原子間および分子間結合を有するものとして、概念的に説明することができる。実際には、周囲の空気に曝されると、Ｏ、Ｏ_２、ＣＯ_２、ＳＯ_２、ＮＯ、炭化水素、およびさらに複雑な他の反応性分子の空中浮遊種を即時に吸着するので、完全に異物のない表面は実現不可能である。酸素と反応するということは、金属表面上に酸化物が形成されることを意味しており、これは、不動態化として知られる自己制限プロセスである。また、酸化された表面も、空中浮遊する単純な有機化合物を吸着することによって空気と反応する。均質な表面および表面組成のバルク材料が存在すれば、酸素および炭化水素が均質に吸着することができる。したがって、血管腔など、さらに他の環境に曝したときに、その後の生物学的応答が均一になる可能性がある。

ステントなど、今日の金属製血管用デバイスは、金属に加工助剤を導入して、ハイポチューブなど、ステントの前駆体（ｐｒｅｃｕｒｓｏｒ）を作製する、多くの工程を用いる従来の方法によって作製されたバルク金属から作製される。例えば、冷間延伸によって取り込まれたオレフィンが、熱処理によってカーバイドまたは元素の炭素堆積物に転換されると、通常、冷間延伸プロセスによって製造される３１６Ｌステンレス鋼管内に、炭素含有量の多い大きな領域が得られる。従来のステントは、製造プロセス（工具からの摩擦材料の移動、潤滑剤の取込み、熱処理による化学的分離）に起因する、表面および表面下の著しい不均質性を有する。このことが、バルク材料とは化学組成が異なり、したがって反応性が異なる、表面および表面下含有物の形成をもたらす。したがって、酸化、有機物の混入、水および電解質相互作用、タンパク質の吸着、および細胞相互作用は、このような含有物が存在する地点の表面上では変化する可能性がある。前述したものなど、含有物の予測不可能な分布が、血漿タンパク質および細胞との相互作用に対して利用可能な、予測不可能で制御されない不均質表面をもたらす。具体的には、これらの含有物が、血漿タンパク質相互作用の性質および程度を決定する金属表面上の表面自由エネルギーおよび静電荷の規則的な分布パターンを妨げる。血漿タンパク質は、極性または非極性領域に対するその相対的な親和性ならびにその血中濃度に従って、表面上に非特異的に堆積する。Ｖｒｏｍａｎ効果（非特許文献２）として知られる置換プロセスは、アルブミンから始まり、次にＩｇＧ、フィブリノゲンと続いて、高分子量キニノゲンで終わる、人工表面での優勢タンパク質の時間依存性逐次置換を決定する。この表面吸着特異性のばらつきにも関わらず、吸着されたタンパク質の幾つかは、細胞の付着に利用可能な受容体を有しており、したがって接着部位を構成する。その例が、血小板についてのフィブリノゲン糖タンパク受容体ＩＩｂＩＩＩａ、ならびに多くの血液活性化細胞についてのフィブロネクチンＲＧＤ配列である。人工表面を内皮細胞で被覆することが治癒プロセスの有利なエンドポイントであるので、埋込み可能な血管用デバイスの製造の際には、デバイス設計における有利な内皮化（ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌｉｚａｔｉｏｎ）が望ましい。

通常、内皮細胞（ＥＣ：ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｃｅｌｌｓ）は、集合状態（ｃｏｎｆｌｕｅｎｃｅ）に達するまで移動／増殖して、露出した領域を覆う。移動は、定量的には増殖よりも重要であるが、正常な血流条件下では、おおよそ、２５μｍ／時間、あるいはＥＣの直径（これは通常１０μｍである）の２．５倍の速度で進行する。ＥＣは、細胞膜インテグリン受容体のクラスタ、具体的には焦点接触点に付着した細胞内フィラメントの複雑なシステムによって調整される、細胞膜のローリング運動によって移動する。焦点接触部位内のインテグリンは、複雑なシグナル伝達メカニズムによって発現され、最終的に基質接着分子（前述のＲＧＤなど）内の特定のアミノ酸配列に結合する。ＥＣは、おおよそ、その細胞表面の約１６〜２２％がインテグリンクラスタで表される（非特許文献３、非特許文献４）。これは、３０分間で５０％を超える再形成を示す、動的なプロセスである。焦点接着による接触のサイズおよび分布は、様々であるが、それらの８０％が６μｍ^２未満と測定され、その大部分が約１μｍ^２であり、流れの方向に伸長して細胞の前縁部に集中する傾向にある。付着部位に対する特異的な付着受容体応答を決定する認識およびシグナル伝達プロセスは、完全には理解されていないが、付着部位の規則的な利用可能性が、恐らく、付着および移動に有利な影響を及ぼす。様々な含有物が原因で生じることのある、細胞１個の全長に等しいかまたは同様の間隔をもった付着部位の不規則な分布または予測不可能な分布が、移動している細胞の経路に沿った好ましくない付着条件および好ましい付着条件を交互に決定するようである。これらの条件は、最適な付着力および移動速度から、付着を持続させるには不十分な保持強度まで変化することがあり、動脈流条件下で細胞の剥離（ｃｅｌｌ ｓｌｏｕｇｈ）をまねく。今日の埋込み可能な血管用デバイスは、現在の製造プロセスが原因で、原子間力顕微鏡検査、Ｘ線光電子分光法、飛行時間型二次イオン質量分析法などの表面敏感技術によって測定される表面組成のばらつきを示す。

埋め込まれたステントの内皮化を増加させようとする、多数の試みがなされている。それには、ステントを高分子材料で被覆すること（特許文献１６）、ステント上にダイアモンド様の炭素コーティングを与えること（特許文献１７）、ヘパリン分子に疎水性部分を共有結合させること（特許文献１８）、ステントを青色から黒色の酸化ジルコニウムまたは窒化ジルコニウムの層でコーティングすること（特許文献１９）、ステントを乱層構造（ｔｕｒｂｏｓｔｒａｔｉｃ）の炭素の層でコーティングすること（特許文献２０）、ステントの組織接触表面をＶＢ族金属の薄層でコーティングすること（特許文献２１）、ステント表面上にチタンあるいはＴｉ−Ｎｂ−Ｚｒ合金などのチタン合金の多孔質コーティングを与えること（特許文献２２）、ステントを超音波条件下で、ヘパリン、内皮由来成長因子、血管成長因子、シリコーン、ポリウレタン、ポリテトラフルオロエチレンなどの、合成または生物学的な活性剤または不活性剤でコーティングすること（特許文献２３）、ステントを、ビニル官能基をもったシラン化合物でコーティングし、次いでシラン化合物のビニル基との重合によってグラフト重合体を形成すること（特許文献２４）、赤外線放射、マイクロ波放射、または高圧（ｈｉｇｈ ｖｏｌｔａｇｅ）重合を用いて、ステントの表面上にモノマー、オリゴマー、またはポリマーをグラフト化して、ステントにモノマー、オリゴマー、またはポリマーの性質を与えること（特許文献２５）が含まれる。

したがって、ステントに随伴した血栓形成および再内皮化の問題は、当該技術分野において、ステント材料よりも血栓形成性が低く、および／またはステント部分の再内皮化を促進する高い能力を有する生物学的に活性な被覆または不活性な被覆によってステントを覆うという様々な方式で対処されてきた。しかし、これらの解決策すべてが、表面の誘導体化（ｄｅｒｉｖａｔｉｚａｔｉｏｎ）または改質（ｍｏｄｉｆｉｃａｔｉｏｎ）のための基質として、既存のステントの使用を必要とし、その解決策のそれぞれが、ステント基質上に構築された偏倚または積層構造をもたらす。これら従来技術のコーティングされたステントは、生体内で経管カテーテルの送達および／または径方向拡張による機械的応力を受けたときに、コーティングの層間剥離および／またはクラッキングを起こしやすい。さらに、これら従来技術のステントが、例えば冷間成形金属など、従来のステント形成技術によって製作されたステントに適用されるコーティングを採用しているので、その下層にあるステント基質は、その表面上の制御されていない不均質性によって特徴付けられる。したがって、コーティングは、単に不均質なステント表面上に置かれているにすぎず、ステント表面のトポグラフィ的な不均質性と本質的に一致しており、得られるコーティングの血液接触表面のところでこれらの不均質性を反映する。このことは、概念的には、気泡の発生した古い塗装のコーティングの上に新しい塗装のコーティングを追加することと同様であり、新しいコーティングは、気泡と形状的に一致しており、最終的には気泡を発生して下層の基質から層間剥離することになる。したがって、トポグラフィ的な不均質性は、通常、表面コーティングを通して表に現れる（ｔｅｌｅｇｒａｐｈ）。他方、化学的不均質性は、表面コーティングを通して表に現れることはないが、特定の化学的不均質性に依存して、接着層のクラッキングまたは剥離によって露出することがある。

本発明は、真空蒸着された金属および／または擬似金属材料の弁フラップ部材および他の埋込み可能な隔膜、例えばアクセスポートの形成を伴う。本発明の好ましい実施形態によれば、金属および／または擬似金属薄膜で製作される弁フラップ部材および他の埋込み可能隔膜の製造を制御して、それらの流体接触表面に沿った規則的で均質な原子および分子の分布パターンが実現される。これは、表面組成の著しいばらつきを回避し、予測可能な酸化および有機物吸着パターンを形成し、水、電解質、タンパク質、および細胞との相互作用の予測を可能にする。特に、ＥＣの移動が、自然のまたは埋め込まれた細胞付着部位の働きをする、結合ドメインの均質な分布によって支援されて、妨げのない移動および付着が促進される。観察されたＥＣの付着メカニズムを踏まえると、このような結合ドメインは、血液接触表面に沿って、半径１μｍ以上、結合ドメインの間の境界の間隔２μｍの繰返しパターンを有するべきである。理想的には、所与のいずれの時間にも内皮細胞の一部分が確実に結合ドメインの近傍にくるように、結合ドメイン間の間隔が内皮細胞の公称径よりも小さい。

米国特許第４９９４０７７号明細書 米国特許第５１６３９５３号明細書 米国特許第５３３２４０２号明細書 米国特許第５３７０６８５号明細書 米国特許第５３９７３５１号明細書 米国特許第５８２４０６４号明細書 米国特許第５４１１５５２号明細書 米国特許第５８４００８１号明細書 米国特許第５８５５５９７号明細書 米国特許第５８５５６０１号明細書 米国特許第５９２５０６３号明細書 米国特許第５９５４７６６号明細書 米国特許第５９５７９４９号明細書 米国特許第４６５５７７１号明細書 米国特許第５００７９２６号明細書 米国特許第５８９７９１１号明細書 米国特許第５７２５５７３号明細書 米国特許第５９５５５８８号明細書 米国特許第５６４９９５１号明細書 米国特許第５３８７２４７号明細書 米国特許第５６０７４６３号明細書 米国特許第５６９０６７０号明細書 米国特許第５８９１５０７号明細書 米国特許第５７８２９０８号明細書 米国特許第５９３２２９９号明細書 米国特許第４２２２１２６号明細書 米国特許第５８２４０６３号明細書 米国特許出願第０９／８５３，９８５号明細書 H. Holleck, V. Schier: "Multilayer PVD coatings for wear protection", Surface and Coatings Technology, Vol. 76-77 (1995) pp.328-336 Vroman L., The importance of surfaces in contact phase reactions, Seminars of Thrombosis and Hemostasis 1987; 13(1): 79-85 Davies, P. F., Robotewskyi A., Griem M. L. Endothelial cell adhesion in real time. J. Clin. Invest. 1993; 91: 2640-2652 Davies, P. F., Robotewski, A., Griem, M. L., Qualitiative studies of endothelial cell adhesion, J. Clin. Invest. 1994; 93: 2031-2038

本発明によれば、弁フラップ、アクセスポート、人工心室部材、同様のタイプの解剖学的人工置換物など、埋込み可能な可動式隔膜のための改良型薄膜構造が提供される。

したがって、本発明の主要な事項は、生体適合性のある金属および／または擬似金属薄膜で製作された弁フラップ部材を有する、一方向人工弁を提供することである。本発明の弁膜人工器官は、一般に、ステント本体部材と、グラフトと、弁フラップとからなる。ステント本体部材は、ハイポチューブをレーザ切断して、またはワイヤを編み上げて管状構造にすることによって作ることができ、ニチノール（ＮＩＴＩＮＯＬ）として知られるニッケルチタン合金など、形状記憶または超弾性材料から作製されることが好ましいが、バルーンによって拡張可能なステンレス鋼、あるいはチタンやタンタルなど当該技術分野で公知の塑性変形可能なステント材料で作製することもでき、あるいは、例えばステンレス鋼ワイヤを応力が加わった管状構成に編み上げてワイヤに弾性ひずみを与えることによって、自己拡張式にすることもできる。グラフトは、内皮化可能で生体適合性のある耐疲労性膜であることが好ましく、ステントストラットに縫合することによって、またはステントストラットを包み込むことによって、ステント本体部材の管内表面および管外表面の一方または両方の少なくとも一部分でステント本体部材に取り付けられる。ステント本体部材に取り付けられたグラフト材料の一部によって、弁葉（ｖａｌｖｅ ｌｅａｆｌｅｔ）が形成されることが好ましい。

ステント本体部材は、以下のステント部、すなわち、近位および遠位アンカー、中間環状ステント部、ならびに少なくとも１つの弁アームまたは血流量調節ストラットを含むように成形されている。近位および遠位アンカー部は、人工器官の両端に存在し、円筒形の人工器官を画定する中心長手軸との、鋭角、直角、または鈍角の弧を成して（ｓｕｂｔｅｎｄ）いる。ＣＶまたはＣＣ構成では、近位アンカーは、アンカー固定フランジを提供するように、人工器官の中心長手軸からほぼ直角を成して外側に放射状に広がるように構成されている。送達カテーテルから送達されるときには、初めに近位アンカーが展開されて、例えば大動脈弁での逆行性同所送達（ｒｅｔｒｏｇｒａｄｅ ｏｒｔｈｏｔｏｐｉｃ ｄｅｌｉｖｅｒｙ）の場合には左心室など、解剖学的弁のすぐ近傍にある本来の組織および解剖学的構造に係合する。近位アンカーが展開されると、中間環状ステント部が展開されて本来の弁の環状空間内にきて、中間環状ステント部の管外表面が解剖学的弁葉に接し、弁葉を血管壁に当てて径方向外側に押し付ける。次いで、遠位アンカーが展開され、径方向に拡張して血管壁に接触し、人工器官を所定の位置に保持し、それによって解剖学的弁葉を血流から締め出して人工弁葉で置換する。

本発明のステント弁人工器官では、流量調節は、人工弁葉と弁アームとの組合せによってもたらされ、外科的に埋め込まれた置換心臓弁についてＢｏｒｅｔｏｓが記載しているもの（特許文献２６参照）と同様の方式で偏倚して閉じられる。弁調節ストラットが、ステント本体部材から人工器官の中心長手軸に向かって内側に放射状に広がって位置決めされるように構成されることが好ましい。グラフト弁葉は、部分的に捲り返された（ｅｖｅｒｔｅｄ）管の外観をしており、ステント本体部材の管内表面上では、最内層が弁葉を形成し、ステント本体部材の管外表面では、最外層が、固定された解剖学的弁葉に接触して締め出す閉鎖グラフトを形成している。ステントのストラットは、外側グラフト膜によって包み込まれている。弁調節ストラットは、内側の弁葉膜によって包み込まれており、弁を閉じた位置に偏倚させる働きをする。また、調節ストラットは、弁膜上部の圧力が増加している間、それがなければ支持されていない弁葉膜の反転または脱出を防ぐ。また、内側の弁葉膜も、外科的に埋め込まれた置換心臓弁についてＣｏｘが記載しているもの（特許文献２７参照）と類似の方式で、弁ストラットアームから等距離にある点のところで外側グラフト膜に取り付けることができる。弁葉膜の薄壁特性と、中間環状ステント部の片側開放管腔の支持と、弁葉の自由端と、弁調節ストラットによってもたらされる偏倚および支持と、付着点との組合せすべてが、健康な解剖学的心臓弁または静脈弁の血行力学特性を模した、管腔内送達可能な人工弁膜デバイスを提供する働きをする。

本発明の他の実施形態によれば、それぞれ生体適合性のある金属または擬似金属の別個の積層薄膜として形成されたグラフト被覆と弁フラップ部材とを有する、埋込み可能な弁膜人工器官が提供される。グラフト部材を横向きに貫通する複数の開口部が設けられている。これら複数の開口部は、ランダムにすることができ、またはパターン化することができる。複数の開口部それぞれのサイズが、各開口部を通って細胞は移動できるが、流体は流れることができないようなものであることが好ましい。この場合、血液は、複数の開口部を通って流れることができないが、様々な細胞またはタンパク質は、複数の開口部を自由に通過することができ、生体内グラフト治癒が促進される。

最後に、本発明によれば、材料の構造がほぼ均質な、血液または組織接触表面を与える金属および／または擬似金属薄膜から製作された弁フラップ部材と被覆グラフト部材とを有する、埋込み可能な弁膜人工器官が提供される。

本発明は、概ね３つの好ましい実施形態からなり、各実施形態が、心臓の心腔と血管との間の連通、心腔と心腔との間の連通または血管と血管との間の連通、あるいは血管内構成のいずれかに適合された、人工ステント弁構成に相当する。本発明の好ましい各実施形態には、ある要素が共通しており、具体的には、各実施形態には、そのステント本体部材の長手軸に沿って中央の環状開口部を画定するステント本体部材と、ステント本体部材の管内表面または管外表面に沿ってステント本体部材の少なくとも一部分を覆うグラフト部材と、ステント本体部材からステント本体部材の中央の環状開口部内へ提供され、かつ突き出た少なくとも１つの偏倚アームと、各偏倚アームに結合した少なくとも１つの弁フラップ部材とが含まれており、人工器官の両側の圧力差がゼロの条件では、偏倚アームが弁フラップ部材を偏倚させてステント本体部材の中央の環状開口部を塞ぐ。ステント本体部材は、ニチノールなどの形状記憶材料または超弾性材料で作製されることが好ましいが、当該技術分野で公知のもののような塑性変形可能な材料またはバネ弾性材料からも製作される。さらに、ステント本体部材は、主要な３つの操作可能部、すなわち、近位アンカー部と、遠位アンカー部と、近位アンカー部と遠位アンカー部の中間にある中間環状部とを有する。本発明の特定の実施形態に依存して、遠位および近位アンカー部を直径の大きな部分またはフランジ部にすることができる。中間環状部は、弁締め出し（ｅｘｃｌｕｓｉｏｎ）領域と、本発明の弁ステントの主要な血流路とを画定する。中間環状部は、管腔開口部を画定しており、その中を通る血流が確立される。管腔開口部の横断面は、弁ステントが用いられる具体的な用途に応じて、円形、楕円形、卵形、三角形、または四辺形（ｑｕａｄｒａｌｉｎｅａｒ）にすることができる。したがって、例えば、特に三尖弁が狭窄している場合、中間環状部の管腔開口部が三角形の横断面寸法を有する弁ステントを採用することが好ましいことがある。

前述の各実施形態では、グラフト部材および弁フラップ部材は、生体適合性のある金属および／または生体適合性のある擬似金属で製作され、その材料特性を向上させるために好ましくは積層化された材料の薄膜として形成されている。金属薄膜は、２００１年５月１１日出願の親特許出願（特許文献２８参照）にさらに詳細に記載されているように、内皮化を向上させるためにミクロまたはナノ多孔質にすることができる。なお、前記特許出願を参照により本願に援用する。本発明のグラフトおよび弁フラップ部材を製作するのに適した材料は、その生体適合性、機械的特性、すなわち、引張り強度や降伏強さ、ならびに蒸着の容易さについて選択され、その材料には、これだけに限るものではないが、チタン、バナジウム、アルミニウム、ニッケル、タンタル、ジルコニウム、クロム、銀、金、シリコン、マグネシウム、ニオブ、スカンジウム、白金、コバルト、パラジウム、マンガン、モリブデン、およびこれらの合金、例えば、ジルコニウム−チタン−タンタル合金、ニチノール、およびステンレス鋼が含まれる。グラフト部材および弁フラップ部材は、真空蒸着法によって形成される。

心腔−血管間構成
本発明の心腔−血管間ＣＶ構成の特定の実施形態による、埋込み可能な人工器官または人工弁の全体を、図１〜図５に示す。心腔−血管間用の弁ステント１０は、拡張可能なステント本体部材１２とグラフト部材１１とからなる。ステント本体部材１２が、形状記憶および／または超弾性のニチノール材料、あるいは熱機械的に（ｔｈｅｒｍｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌｌｙ）類似の材料から作製されることが好ましいが、ステンレス鋼、チタン、タンタルなど、塑性変形可能または弾性コンプライアンス材料で作製することもできる。グラフト部材１１は、薄膜ステンレス鋼、ニッケルチタン合金、タンタル、チタン、炭素繊維など、生体適合性のある金属および／または擬似金属材料で製作される。ステント本体部材１２は、３つの機能部、すなわち、近位アンカーフランジ２２と、中間環状部２０と、遠位アンカー部１６とを有するように構成される。ステント本体部材１２は、従来のステントと同様に複数のステントストラット１３で形成されており、この複数のステントストラット１３が、隣接するステントストラット１３との間に隙間１４を画定する。また、ステント本体部材が、中間環状部２０と遠位アンカー部１６とを相互連結させる移行部１８を含むことが好ましく、これらが一体となって、埋込み後に解剖学的弁を締め出す本発明のステント弁１０の弁締め出し領域を画定する。近位アンカーフランジ２２、中間環状部２０、および遠位アンカー部１６は、それぞれ、ステント本体部材の形成中に形成され、ステント本体部材と同一の材料から形成され、ステントストラット１３と、隣接したステントストラット１３対の間に介在する隙間１４とを含む。アンカーフランジ２２は、例えば、複数のステントストラットと複数のステント隙間とからなり、これらはステント本体部材の中心長手軸から外側に放射状に突き出ている。したがって、ステント本体部材１２の様々な部分は、ステント本体部材１２の中心長手軸に対するステントストラットおよび隙間の位置的な配向によって画定される。

図２を参照すると、ステント本体部材１２に結合した弁本体２６と弁アームまたは流量調節ストラット２４とが、さらに詳細に示されている。弁本体２６は、ステント弁１０の中央の環状開口部の弧を成しており、閉じた位置で示されている。本発明の一実施形態によれば、グラフト部材１１は、外側または管外グラフト部材１１ａと、内側または管内グラフト部材１１ｂとからなる。外側グラフト部材１１ａは、ステント本体部材の中間環状部２０の管外表面の少なくとも一部分を囲んでおり、内側グラフト部材１１ｂが、ステント本体部材１２の中間環状部２０の管内表面上で、ステント本体部材の隙間１４を通って外側グラフト部材１１ａに結合している。弁本体２６は、内側グラフト部材１１ｂの自由端または弁フラップ部分２８がステント本体部材１２の遠位アンカー部１６に向かって配向するように、内側グラフト部材１１ｂをステント本体部材１２の中心長手軸に向かって捲り返すことによって形成されており、内側グラフト部材１１ｂの捲り返し点には、ステント本体部材１２の中間環状部２０と近位アンカーフランジ２２との間の接合部に隣接して、ポケットまたはエンベロープ２７が形成されている。あるいはまた、外側グラフト部材１１ａの一部分をステント本体部材１２の管内表面に通過させて内側グラフト部材１１ｂにさせ、捲り返して弁本体２６を形成することもできる。

弁アームまたは調節ストラット２４は、ステント本体部材１２に結合し、またはステント本体部材１２と一体に成形されて、ステント本体部材１２の中間環状部２０と近位アンカーフランジ２２との間の接合点に隣接して位置決めされている。弁アーム２４は、ゼロ荷重の状態のときには、ステント本体部材１２の中心長手軸に向かって径方向内側に配向している。弁アーム２４は、内側グラフト部材の弁葉の弁フラップ部分２８に取り付けられ、または結合しており、ステント弁１０の両側の差圧がゼロのときには、弁フラップ部分２８が偏倚して閉じた位置になる。

弁アーム２４のゼロ荷重の位置は、径方向内側に向かってステント弁１０の中心長手軸に直交している。弁アーム２４の長さがステント弁１０の管腔内径の半径よりも長いことが好ましく、弁アーム２４がステント弁１０の管腔内で遠位に広がるので、弁葉２８の作用と相まって、弁アーム２４がゼロ荷重の構成に達するのが妨げられ、その結果、弁が偏倚して閉じる。図４に示されているように、弁アーム２４が弁葉２８をステント弁１０の管腔の中心へと圧潰させるので、弁が偏倚して閉じた位置になる。

弁フラップ２８の部分を、長手方向シーム２９に沿って、弁アーム２４から等距離にある点で内側グラフト部材１１ｂと外側グラフト部材１１ａとに結合させて、弁フラップ２８をより弁尖様をした構造にすることが好ましい。グラフト部材１１は、解剖学的弁を締め出すためにステント本体部材１２の管外表面の少なくとも一部分を覆うべきであるが、さらに、ステント本体部材の管内表面および管外表面の一方または両方で、遠位アンカー部１６、中間環状部２０、移行部１８、および／または近位アンカーフランジ２２を含めて、ステント弁部材１２の一部分またはすべてを覆うこともできることを理解すべきである。

ＣＶ弁ステント１０の特定の好ましい実施形態によれば、近位アンカーフランジ２２は、弁ステント１０の中心長手軸から径方向外側に向かって突き出た複数のステントストラットとステント隙間とからなり、ＣＶ弁ステント１０がそれに隣接した解剖学的構造に干渉または衝突しないように位置決めされた空いた領域を画定するために、近位アンカーフランジ２２から１つまたは複数のステントストラットが排除された構成をしている。例えば、ＣＶ弁ステント１０が大動脈弁人工器官である場合、僧帽弁が大動脈弁のすぐそばにあり、僧帽弁フラップが左心室に向かってたわむことが知られている。したがって、近位アンカーフランジ２２が僧帽弁に隣接するようにしてＣＶ弁ステント１０を設置すると、特定の患者の解剖学的構造によっては、僧帽弁フラップが妨害されて正常に開かなくなることがある。近位アンカーフランジ２２にある１つまたは複数のステントストラットを排除することによって、空いた部分が形成され、これにより、ＣＶ弁ステント１０の近位アンカーフランジ２２に衝突せずに僧帽弁フラップを心室に向かってたわませることができるようになる。

同様に、特定の患者の解剖学的構造に適応させるために、ＣＶ弁ステント１０のステントストラットを、隣接ストラット間により大きなまたは小さな面積の隙間が形成されるように配向させることができる。例えば、遠位アンカー部分１６にあるステントストラットが、冠動脈入り口など、大動脈から動脈分岐部に覆いかぶさる場合、特定のステントストラットを排除し、あるいは大きな隙間領域が画定されるように特定のステントストラットを構成して、冠動脈入り口に入る血流をより多くすることが望ましい。

近位アンカーフランジに方向性をもった開口部を設ける場合、あるいは遠位アンカーの隙間の空間に方向性をもった開口部を設ける場合、ＣＶ弁ステントを解剖学的構造に対して正確に配向させるために、ステント本体部材１２上に放射線不透過性のマーカを設けることが望ましい。

図６Ａおよび図６Ｂは、大動脈弁の位置に埋め込まれ、解剖学的大動脈弁ＡＶを締め出している、本発明のＣＶステント弁１０を示す。図６Ａは、収縮期の心臓を示しており、左心室ＬＶの収縮と、矢印で表された駆出分画とによって、人工大動脈弁に陽圧が加わっている。収縮期圧は、弁アーム２４によってもたらされた偏倚に打ち勝って、弁葉２６を開かせ、駆出分画を大動脈へと解放する。図６Ｂは、拡張期のそれのような、ステント弁１０を横切る負の圧力水頭の存在が、既に閉じていた偏倚した弁葉２６をさらに閉じさせ、大動脈から左心室への逆流を妨げる様子を示している。

心腔−心腔間構成
図７〜図１１は、心腔−心腔間（ＣＣ）構成をした本発明のステント弁４０を示す。ＣＣ弁ステント４０は、ＣＶ弁ステント１０の遠位アンカー部１６がＣＣ弁ステント４０には存在せず、ＣＣステント弁の遠位アンカーフランジ４２で置き換えられていることを除いて、前述のＣＶ弁ステント１０と事実上同一の方式で構築される。したがって、前述のＣＶ弁ステント１０と同様に、ＣＣ弁ステント４０は、ステント本体部材１２とグラフト部材１１とで形成されており、グラフト部材が管内部分１１ｂおよび管外部分１１ａを有し、これらがそれぞれステント本体部材１２の管内表面および管外表面の少なくとも一部分を覆っている。ＣＣ弁ステント４０は、ステント本体部材１２の一区分で形成された近位アンカーフランジ４４と遠位アンカーフランジ４２とを有しており、これらがステント本体部材１２の両端で、ＣＣ弁ステント４０の中心長手軸から径方向外側に向かって突き出ている。

ＣＶ弁ステント１０と同様に、管内グラフト部分１１ｂが、弁ステント４０の中心長手軸および管内グラフト部分１１ｂの自由端２８に向かって内側に捲り返されて、遠位アンカーフランジ４２に向かって遠位に突き出た弁フラップ２６を形成している。流量調節ストラット２４は、近位アンカーフランジ４４および中間環状部２０に結合し、またはそれらと一体であり、ＣＣ弁ステント４０の中心長手軸に向かって径方向内側に突き出ている。弁フラップ２６は、流量調節ストラット２４に結合しており、ゼロ荷重の負荷の下では流量調節ストラット２４が弁フラップ２６を閉じた位置に偏倚させる。

ＣＶステント弁１０の場合と同様に、弁フラップ２８の部分を、長手方向シーム２９に沿って、弁アーム２４から等距離にある点で内側グラフト部材１１ｂと外側グラフト部材１１ａとに結合させて、弁フラップ２８をより弁尖様をした構造にすることが好ましい。

図１２Ａおよび図１２Ｂを見ると、僧帽弁の位置に埋め込まれ、解剖学的僧帽弁ＭＶを締め出している、本発明のＣＣステント弁４０が示されている。図１２Ａは、心房収縮期の心臓を示しており、左心房ＬＡの収縮と、矢印で表された血流によって加わる圧力とによって、人工僧帽弁に陽圧が加わっている。心房収縮期圧は、弁アーム２４から弁葉２６にもたらされる偏倚に打ち勝って、弁葉２６を開かせ、心房の駆出分画を左心室へと解放する。図１２Ｂは、心房拡張期のそれのような、ステント弁４０を横切る負の圧力水頭の存在が、既に閉じていた偏倚した弁葉２６をさらに閉じさせ、左心室から左心房への逆流を妨げる様子を示している。

本発明の他の好ましい実施形態によれば、ＣＣ構成を中隔欠損の修復に使用されるように適合させることができる。単純に弁葉２６を膜に置き換えることによって、ステント本体部材１２の管腔が塞がれる。ＣＣステント弁４０を管腔内送達し、中隔欠損部の弧を成す位置に設置し、展開させて、中隔欠損を塞ぐことができる。

血管−血管間構成
ここで、図１３〜図１７を見ると、血管−血管間（ＶＶ）弁ステント構成をした本発明のステント弁５０が示されている。ＶＶ弁ステント５０は、ＣＶ弁ステント１０の近位アンカーフランジ２２がＶＶ弁ステント５０には存在せず、ＶＶステント弁の近位アンカー部５２で置き換えられていることを除いて、前述のＣＶ弁ステント１０と事実上同一の方式で構築される。したがって、前述のＣＶ弁ステント１０と同様に、ＶＶ弁ステント５０は、ステント本体部材１２とグラフト部材１１とで形成されており、グラフト部材が管内部分１１ｂおよび管外部分１１ａを有し、これらがそれぞれステント本体部材１２の管内表面および管外表面の少なくとも一部分を覆っている。ＶＶ弁ステント５０は、ステント本体部材１２の一部で形成された近位アンカー部５２と遠位アンカー部５４とを有しており、これらは、ＶＶ弁ステント５０の中間環状部２０よりも直径が大きい。移行部５６および５８は、ＶＶ弁ステント５０の中心長手軸から外側に向かってテーパしており、それぞれ、中間環状部２０を遠位アンカー部５４と近位アンカー部５２とに相互連結させている。

ＣＶ弁ステント１０と同様に、ＶＶ弁ステント５０では、グラフト部材１１、特に管内グラフト部分１１ｂまたは管外グラフト部分１１ａ、あるいはその両方が、弁ステント４０の中心長手軸および管内グラフト部分１１ｂの自由端２８に向かって内側に捲り返されて、遠位アンカーフランジ４２に向かって遠位に突き出た弁フラップ２６を形成している。流量調節ストラット２４は、近位移行部５８のところでステント本体部材に結合し、またはそれと一体であり、ＶＶ弁ステント５０の中心長手軸に向かって径方向内側に突き出ている。弁フラップ２６は、流量調節ストラット２４に結合しており、ゼロ荷重の負荷の下では流量調節ストラット２４が弁フラップ２６を閉じた位置に偏倚させる。ＣＶステント弁１０およびＣＣステント弁４０の場合と同様に、弁フラップ２８の部分を、長手方向シーム２９に沿って、弁アーム２４から等距離にある点で内側グラフト部材１１ｂと外側グラフト部材１１ａとに結合させて、弁フラップ２８をより弁尖様をした構造にすることが好ましい。

図１８Ａおよび図１８Ｂを見ると、静脈弁の位置に埋め込まれ、解剖学的静脈弁フラップＶＥを締め出している、本発明のＶＶステント弁５０が示されている。図１８Ａは、収縮期血圧を受ける静脈を示しており、矢印で表された血流によって加わる圧力によって、人工静脈弁に陽圧が加わっている。収縮期圧は、弁アーム２４から弁葉２６にもたらされる偏倚に打ち勝って、弁葉２６を開かせ、人工器官内に血流を通過させる。図１８Ｂは、生理的な拡張期圧のときに存在するような、ＶＶステント弁５０を横切る負の圧力水頭の存在が、既に閉じている偏倚した弁葉２６をさらに閉じさせ、左心室から左心房への逆流を妨げる様子を示している。

ステント本体部材１２の近位アンカー部５４および遠位アンカー部５２の目的は、隣接組織との干渉を最小限に抑えながら、静脈弁などの解剖学的な弁と弁の間の接合部に人工器官をアンカー固定することである。ＶＶステント弁５０の中間環状部２０は、病変した解剖学的弁葉および周囲組織を流動場から締め出す。中間環状部２０と、それぞれ、近位および遠位アンカー部５４、５２との間の移行部５６、５８のフレア角度（ｆｌａｒｅ ａｎｇｌｅ）は、埋込み部位の解剖学的な生理的要件に依存して、鋭角、直角、または鈍角にすることができる。あるいは、送達部位の解剖学的または生理的要件に応じて、移行部５６、５８をそれぞれ近位および遠位アンカー部５２、５４と同一平面にすることによって、移行フレア角度をなくすこともできる。

単一カテーテル弁形成術ステント弁送達システムおよび送達方法
本発明によれば、さらに、図１９に示す単一カテーテル弁形成術および弁ステント送達システム２００も提供される。単一カテーテル送達システム２００の目的は、外科医またはインターベンション実施者（ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎａｌｉｓｔ）が、本発明の弁ステント１０、４０、または５０を所望の解剖学的部位に経皮的に送達させて展開させ、単一カテーテルによる弁形成術を実施できるようにすることである。本発明の単一カテーテル送達システム２００の好ましい実施形態によれば、二重の管腔２１２、２１６を有するカテーテル本体２１０が提供される。第１管腔２１２は、ガイドワイヤ管腔として設けられ、カテーテル本体２１０の長さを横切るガイドワイヤシャフト２２２によって画定される。第２管腔は、膨張用管腔２１６であり、外部の供給源からカテーテル２１０の操作者側端部にある膨張用ポート２４０を通じて、カテーテル本体２１０の遠位端またはその付近に位置する膨張可能バルーン２１４まで生理食塩水などの膨張用流体を通すためのものである。膨張用管腔２１６は、カテーテル本体２１０の管内表面と、ガイドワイヤシャフト２２２の管外表面との間の環状の空間によって画定される。カテーテル本体２１０の遠位端２１５には、バルーン２１４の遠位側に隣接して位置決めされた捕捉シース２１７が設けられている。捕捉シース２１７は、ガイドワイヤ管腔２１２および捕捉シース２１７の周りの環状の空間を画定しており、送達時にはその中にステント弁１０、４０、または５０が位置決めされ、保持される。バルーン２１４の遠位側の膨張用管腔２１６内には、環状プラグ部材２２０があり、膨張用管腔２１６を流体密封式に終端させている。環状プラグ部材２２０は、中央の環状開口部２２１を有しており、その中をガイドワイヤシャフト２２２が通る。環状プラグ部材２２０は、ガイドワイヤシャフト２２２に結合しており、ガイドワイヤシャフト２２２を動かすことによって、カテーテル２００の中心長手軸に沿って環状プラグ部材２２０を軸方向に動かすことができる。また、環状プラグ部材２２０は、ステント弁１０、４０、および５０が捕捉シース２１７内に位置決めされているときに、ステント弁１０、４０、および５０を支える働きをする。ガイドワイヤシャフト２２２は、捕捉シース２１７内を通り、送達時に遭遇する本来の組織を損傷させずに管腔内送達を容易にする非外傷性の先端２１８で終端している。この構成により、ガイドワイヤシャフト２２２を定位置に維持しながらカテーテル本体２１０を近位側に引き下げることによってステント弁が露出され、捕捉シース２１７がカテーテル本体２１０と共に近位側に引き下げられてステント弁が捕捉シース２１７によって覆われなくなると、環状プラグ部材２２０がステント弁の位置を保持することになる。

多くの場合、解剖学的弁は、著しく狭窄しており、解剖学的弁の弁フラップは、きわめて適合性がなくなっている。狭窄した弁は、完全に閉鎖できず、解剖学的弁を越えて血液を逆流させることがある。したがって、解剖学的弁に最大限に係合して解剖学的弁を拡がらせるようにモデル化された膨張プロファイルを呈するように、膨張可能バルーン２１４を構成することが望ましい可能性がある。例えば、大動脈弁などの三尖弁は、概ね三角形の構成を有する開口部が狭窄することがある。この三角形の開口部を最大限に拡がらせるには、三角形の膨張プロファイルを呈するバルーンプロファイルを採用することが望ましいことがある。あるいは、膨張したときに解剖学的管腔を完全には塞がず、膨張した状態のバルーン周りにある量の血流を通過させるようにバルーンを構成することが有利な場合もある。これは、バルーンの管外表面上に溝または畝を設けることによって達成することができる。さらに、バルーンの不規則な膨張プロファイルが、膨張したバルーン周りの持続的な血流を促進することがある。さらに、弁形成術のときに解剖学的弁のところでバルーンが移動するまたは滑るのを防ぐために、砂時計形の膨張プロファイルを有するようにバルーンを構成することが望ましい可能性がある。

本発明によれば、ステント弁１０、４０、５０から捕捉シースに加わる拡張圧力によってステント弁１０、４０、５０が捕捉シース２１７に衝突して陥入するのを防ぐために、捕捉シース２１７を十分に強靭な材料で作製することが好ましい。あるいは、捕捉シース２１７の裏にポリテトラフルオロエチレンなどの潤滑性の材料を塗布して、ステント弁の展開時に捕捉シース２１７がステント弁に抗力または摩擦力を加えるのを防ぐこともできる。

また、本発明によれば、バルーン２１４と捕捉シース２１７の位置を逆にして、バルーン２１４を捕捉シース２１７の遠位側に配置できることも企図される。この構成では、バルーン２１４を拡がらせることによって解剖学的弁を径方向に拡大させ、次いでカテーテルを遠位に移動させて捕捉シース２１７を解剖学的弁のところに位置決めし、前述のようにして展開させることができる。また、こうすることで、人工弁を逆行して移動させる必要なく、展開されたステント弁を展開後にバルーン拡張させることができるようになる。あるいは、弁形成術が必要ない場合、例えば、狭窄弁を逆流弁などによって開かせる必要がない場合、バルーン２１４をもたない本発明のカテーテル２００を提供することができ、カテーテル２００がその遠位端で捕捉シース２１７だけによって終端し、前述のようにして展開が起こる。

ここで、図２０Ａ〜図２０Ｉを見ると、本発明のステント弁の送達、大動脈弁の弁形成術、ならびに大動脈弁の位置でのステント弁の展開の際の工程の順序が示されている。遠位バルーン５０２と、弁ステント１０（図２０Ａ〜図２０Ｂでは図示せず）を覆う捕捉シース５０３とを有する単一カテーテル送達システム５０１が、大腿動脈または鎖骨下動脈アプローチを通じて経皮的に送達され、大動脈を進み、大動脈弁５１０を通過すると、カテーテル５０１の遠位端上のバルーン５０３が大動脈弁５１０に隣接し、捕捉シース５０３が左心室５０４内にくる。弁形成術の工程５２０は、バルーン５０３を膨張させて大動脈弁を拡げ、大動脈弁フラップを大動脈弁に隣接した大動脈壁に当てて変形させることによって実施される。弁形成術の工程５２０の後、捕捉シース５０３が引き出されて弁ステント５０５の近位アンカーフランジ部が露出されるまで、カテーテル本体を血流に対して順行方向に引き出しながらガイドワイヤシャフト（図示せず）を安定化させることによって、弁ステント５０５の送達が開始される。次いで、工程５４０で、弁ステント５０５の遠位アンカーフランジを大動脈弁と左心室との間の接合部に位置決めして、遠位アンカーフランジを大動脈弁の心室表面に係合させる。弁ステントは、工程５５０で、カテーテル本体５０１を逆行方向に引き出すことによって完全に展開され、依然として、弁ステントの中間環状部は露出されており、大動脈弁の部位５１０で大動脈弁ステント５０５が解放される。工程５６０では、弁ステント５０５が、カテーテル５０１および捕捉シース５０３から完全に展開される。弁ステント５０５の遠位アンカー部が拡張して、大動脈弁のすぐ遠位側で大動脈の管壁に接触し、それによって大動脈弁フラップを人工大動脈弁ステント５０５の管腔から締め出す。工程５７０では、非外傷性の先端とガイドワイヤとがカテーテルのガイドワイヤシャフトの逆行方向の移動によって戻され、カテーテル５０１が患者から引き出される。図２０Ｈおよび図２０Ｉは、それぞれ拡張期および収縮期の、埋め込まれた弁ステント５０５を描いている。心室拡張期５８０には、左心室が拡張して、血流５０６を左心房から左心室へと引き込む。その結果、弁ステント５０５を横切る負の圧力勾配が生じ、弁ステント５０５の弁アームおよび弁フラップ５０６が偏倚して閉じた位置になって、逆流５０７が弁ステント５０５を通過して左心室５０４に流入するのを防ぐ。心室収縮期５９０には、左心室が収縮して弁ステント５０５を横切る陽圧が生じ、これが弁アームおよび弁フラップの偏倚に打ち勝ち、５０８を弁ステントの中間環状部の管壁に当てて開かせ、駆出分画５０９を左心室から大動脈へと駆出する。

ＣＣ弁ステント４０またはＶＶ弁ステント５０の送達方法は、図２０Ａ〜図２０Ｉに描かれたＣＶステント１０の送達方法と同一であるが、言うまでもなく、弁ステントの送達および展開が起こる解剖学的な場所が異なる点は除く。

したがって、本発明について、弁ステント、送達および展開方法、ならびに単一カテーテル弁形成術および送達システムの様々な実施形態を含め、本発明の好ましい実施形態に関して説明したが、本発明の範囲が添付の特許請求の範囲によってのみ制限されることが当業者には理解かつ認識されよう。

完全に展開された状態にある本発明の弁ステントの心腔−血管間実施形態の斜視図である。 弁装置の実施形態を示すために最外グラフト層およびステント層が部分的に取り除かれている、完全に展開された状態にある本発明の弁ステントの心腔−血管間実施形態の斜視図である。 完全に展開された状態にある本発明の弁ステントの心腔−血管間実施形態の上面図である。 図１の線４−４に沿った断面図である。 完全に展開された状態にある本発明の弁ステントの心腔−血管間実施形態の底面図である。 本発明の弁ステントの心腔−血管間実施形態が大動脈弁に埋め込まれている、収縮期のヒトの心臓の断面図であり、左心室を出て本発明の弁ステント内を通る駆出分画（ｅｊｅｃｔｉｏｎ ｆｒａｃｔｉｏｎ）の血流ベクトルを示す図である。 本発明の弁ステントの心腔−血管間実施形態が大動脈弁に埋め込まれている、拡張期のヒトの心臓の断面図であり、そのときの左心房から僧帽弁を通って左心室に達する血液の血流ベクトルと、大動脈内の本発明の弁ステントによって阻止される逆行血流ベクトルとを示す図である。 完全に展開された状態にある本発明の弁ステントの心腔−心腔間実施形態の斜視図である。 弁装置の実施形態を示すために最外グラフト層およびステント層が部分的に取り除かれている、完全に展開された状態にある本発明の弁ステントの心腔−心腔間実施形態の斜視図である。 完全に展開された状態にある本発明の弁ステントの心腔−心腔間実施形態の上面図である。 図７の線１０−１０に沿った断面図である。 完全に展開された状態にある本発明の弁ステントの心腔−心腔間実施形態の下面図である。 本発明の弁ステントの心腔−心腔間実施形態が僧帽弁の部位に埋め込まれている、心房収縮期のヒトの心臓の断面図であり、左心房を出て左心室に入る充満分画（ｆｉｌｌｉｎｇ ｆｒａｃｔｉｏｎ）の血流ベクトルを示す図である。 本発明の弁ステントの心腔−心腔間実施形態が僧帽弁の部位に埋め込まれている、心房拡張期のヒトの心臓の断面図であり、左心室から大動脈への駆出分画の血流ベクトルと、埋め込まれた僧帽弁人工器官に加わる背圧とを示す図である。 完全に展開された状態にある心腔−血管間構成の斜視図である。 弁装置の実施形態を示すために最外グラフト層およびステント層が部分的に取り除かれている、完全に展開された状態にある同一の構成の斜視図である。 同一の構成の上面図である。 展開された状態についての同一の構成の断面図である。 同一の構成の底面図である。 本発明の人工静脈弁を開いた状態で示す、静脈および静脈弁の断面図である。 本発明の人工静脈弁を閉じた状態で示す、静脈および静脈弁の断面図である。 本発明による弁形成術およびステント弁送達用カテーテルの概略断面図である。 本発明の方法によるｉｎ ｓｉｔｕでの単一カテーテル弁形成術、本発明のステント弁の送達、ならびにステント弁の操作を示す、概略断面図である。 本発明の方法によるｉｎ ｓｉｔｕでの単一カテーテル弁形成術、本発明のステント弁の送達、ならびにステント弁の操作を示す、概略断面図である。 本発明の方法によるｉｎ ｓｉｔｕでの単一カテーテル弁形成術、本発明のステント弁の送達、ならびにステント弁の操作を示す、概略断面図である。 本発明の方法によるｉｎ ｓｉｔｕでの単一カテーテル弁形成術、本発明のステント弁の送達、ならびにステント弁の操作を示す、概略断面図である。 本発明の方法によるｉｎ ｓｉｔｕでの単一カテーテル弁形成術、本発明のステント弁の送達、ならびにステント弁の操作を示す、概略断面図である。 本発明の方法によるｉｎ ｓｉｔｕでの単一カテーテル弁形成術、本発明のステント弁の送達、ならびにステント弁の操作を示す、概略断面図である。 本発明の方法によるｉｎ ｓｉｔｕでの単一カテーテル弁形成術、本発明のステント弁の送達、ならびにステント弁の操作を示す、概略断面図である。 本発明の方法によるｉｎ ｓｉｔｕでの単一カテーテル弁形成術、本発明のステント弁の送達、ならびにステント弁の操作を示す、概略断面図である。 本発明の方法によるｉｎ ｓｉｔｕでの単一カテーテル弁形成術、本発明のステント弁の送達、ならびにステント弁の操作を示す、概略断面図である。

Claims (8)

1. 放射状に伸長可能な本体によって特徴付けられ、及びグラフト部材によって少なくとも部分的に覆われたステント本体と、前記ステント本体からステント本体部材の中央の管腔内へと突き出た少なくとも１つの偏倚アームと、ステント本体の範囲内の閉じた位置に偏倚させた、前記偏倚アームに結合した少なくとも１つの弁フラップ部材とを有し、前記グラフト部材がステント本体の範囲内で前記弁フラップ部材を形成している埋込み可能な弁膜人工器官であって、前記グラフト部材及び前記少なくとも１つの弁フラップ部材が金属からなる群から選択される生体適合性材料の薄膜で作製されることを特徴とする埋込み可能な弁膜人工器官。
2. 前記生体適合性材料は、真空蒸着された複数の層をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の埋込み可能な弁膜人工器官。
3. 前記生体適合性材料は、チタン、バナジウム、アルミニウム、ニッケル、タンタル、ジルコニウム、クロム、銀、金、シリコン、マグネシウム、ニオブ、スカンジウム、白金、コバルト、パラジウム、マンガン、モリブデン、およびこれらの合金、例えば、ジルコニウム−チタン−タンタル合金、ニチノール、およびステンレス鋼からなる群から選択されることを特徴とする請求項１に記載の埋込み可能な弁膜人工器官。
4. 前記グラフト部材は、生体適合性のある金属薄膜をさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の埋込み可能な弁膜人工器官。
5. 前記グラフト部材は、生体適合性のある金属薄膜をさらに含むことを特徴とする請求項２に記載の埋込み可能な弁膜人工器官。
6. 前記グラフト部材の生体適合性のある金属薄膜は、チタン、バナジウム、アルミニウム、ニッケル、タンタル、ジルコニウム、クロム、銀、金、シリコン、マグネシウム、ニオブ、スカンジウム、白金、コバルト、パラジウム、マンガン、モリブデン、およびこれらの合金、例えば、ジルコニウム−チタン−タンタル合金、ニチノール、およびステンレス鋼からなる群から選択されることを特徴とする請求項４に記載の埋込み可能な弁膜人工器官。
7. 放射状に伸長可能な本体によって特徴付けられ、及びグラフト部材によって少なくとも部分的に覆われたステント本体と、前記ステント本体からステント本体部材の中央の管腔内へと突き出た少なくとも１つの偏倚アームと、前記偏倚アームに結合した少なくとも１つの弁フラップ部材とを有し、前記グラフト部材がステント本体の範囲内で前記弁フラップ部材を形成しており、前記少なくとも１つの弁フラップ部材がステント本体内の閉じた位置に偏倚している埋込み可能な弁膜人工器官であって、前記グラフト部材および前記少なくとも１つの弁フラップ部材が金属から選択される材料で作製された、生体適合性のある自立性薄膜であることを特徴とする埋込可能な弁膜人工器官。
8. 前記ステント本体は、近位アンカーフランジ、中間環状部、および遠位アンカー部を含み、少なくとも１つの弁フラップ部材が閉じた位置に偏倚され、前記中間環状部内に存在することを特徴とする請求項１に記載の埋込み可能な弁膜人工器官。

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