改进的可调整式闭塞装置制造方法[0001]相关专利申请的交叉引用[0002]本专利申请要求2011年3月31日提交的美国申请N0.13 / 076，474的优先权，所述申请以全文引用的方式并入本文。 [0003]1.抟术领域 [0004]本发明涉及身体血管内的植入物，更具体地讲涉及包括根据局部压差不可逆调整的支架在内的闭塞装置。 _5] 2.相关领域的描述 [0006]诸如动脉瘤和其他动静脉畸形之类的血管疾病和缺陷位于关键组织附近或者无法随时到达畸形部位时，对其进行治疗就尤为困难。这两个难点对于颅内动脉瘤而言尤其如此。由于颅内血管周围的脑组织很敏感且进入受限，因此手术治疗颅内脉管系统缺陷非常具有挑战性并且常常很危险。
[0007]在用血管内方法治疗动脉瘤时，目的是要将动脉瘤囊内部体积排除在动脉血压和血流影响之外。只要动脉瘤内壁受到血压和/或血流影响，动脉瘤就有破裂的风险。
[0008]非手术治疗方法包括血管闭塞装置，例如使用导管递送系统部署的栓塞线圈。在当前优选的治疗颅内动脉瘤的手术中，栓塞线圈递送导管的远端通常首先通过患者腹股沟中的股动脉插入非颅内脉管系统中，并导向颅内的预定递送位点。然后在动脉瘤囊内填充栓塞材料，栓塞材料形成固态血栓性物质，从而保护壁不受血压和血流影响。
[0009]栓塞治疗方法的一个固有缺点是由于内部植入了固态栓塞物质，动脉瘤体积长期保持不变。即使消除了动脉瘤壁的血压和血流影响之后，壁也不能完全愈合、重塑为扩张范围较小的形态、或再整合回亲代血管壁中。此外，如果动脉瘤的大小给脑部造成了任何“肿块效应”型损伤，那么治疗后植入的栓塞物质不允许动脉瘤明显缩小。
[0010]当使用颈闭塞方法治疗动脉瘤时，治疗的是动脉瘤的入口或“颈”而非动脉瘤体积本身。如果可以最小化血液经颈的输送量,那么血液在动脉瘤体积内的停滞可导致形成天然的血栓性物质，而无需植入栓塞材料。天然的血栓性物质是优选的，因为其可提高愈合程度，包括减小动脉瘤壁的扩张以及可能沿动脉瘤颈的平面将动脉瘤再整合成最初的亲代血管形态。颈平面为不形成动脉瘤时亲代动脉内膜所在的假想表面。
[0011]当前的许多颈闭塞技术面临的重大挑战是要明显阻塞亲代血管的动脉瘤颈，但又不能妨碍流入穿支型血管(也称为小分支血管)的血流，所述穿支型血管是亲代血管的分支，直径非常小，在一些解剖部位数量众多，并供养临床上重要的区域，尤其是脑内。一个例子是基底动脉，它具有多条利用亲代基底动脉供养脑桥和上脑干的穿支血管。在这类动脉中使用无差别的颈闭塞装置时，如果穿支血管的开口(称为“口”)被阻塞，那么可能会意外使患者受到严重损伤。
[0012]颈闭塞装置的典型基本构型为管状、类似支架的结构。这些结构可以用多种纤维织造或绕制而成、激光切割金属制成或用多种其他方式制成。许多结构具有内部支柱或支架。大多数结构的共同点是径向对称，这意味着它们所覆盖的动脉的一个部分、边支或径分脉与其他分脉相比孔隙率是一样的。除了从微观层次角度看，内部支柱可进一步降低孔隙率以外，它们的对称构造在任何给定的横切片或横截面周围是相对均一的，因而动脉壁的覆盖程度也是相对均一的。
[0013]Shaolian等人在美国专利N0.6，187，036中描述了内腔脉管假体的几个实施例，例如包括具有可与分支动脉对齐的固定灌注口的一个实施例。该假体要求灌注口与相邻血管仔细对齐。
[0014]Jones等人在美国专利N0.7，156，871中公开了闭塞装置的一个例子，该闭塞装置涉及封闭动脉瘤的同时允许血流流入相邻血管。可膨胀的支架具有覆盖物，该覆盖物在正常情况下可溶于血液，但在用活化剂局部活化后会抑制活化部位的溶解。该装置要求精确递送单独的活化剂。
[0015]Bose等人在美国专利公布N0.2007 / 0239261中描述了另一类动脉瘤闭塞系统，其具有多个预成形的空隙或孔，这些空隙或孔据称在边支血管处的流体压差作用下膨胀。文中提及了多种可能性，包括通过增加压差使可弯曲元件例如小叶片弯曲、使孔弹性拉伸、以及克服表面张力。
[0016]因此需要拥有这样的装置，其能有效闭塞亲代血管中的动脉瘤颈或其他动静脉畸形，同时不会阻塞流入与亲代血管连通的穿支血管的血流。



[0017]本发明的一个目的是提供这样的闭塞装置，其能显著阻塞流入亲代血管的动脉瘤中的血流，又能快速适应穿支血管口处的压差，从而允许血流进入穿支血管的穿行。
[0018]本发明的另一个目的是提供这样的闭塞装置，其能灵敏感知动脉瘤颈和穿支血管口之间的差异特征。
[0019]本发明源于以下认识:通过提供具有与孔相关联的不可逆地溶蚀或破裂(包括基本上仅基于压差的变形和使流体流进入穿支血管的穿行)的易碎材料的装置，可闭塞亲代血管中的动脉瘤颈，而不闭塞与亲代血管连通的附近血管，例如穿支血管。所述装置有效感知穿支血管口的存在并调整自身以允许血流通过一个或多个孔流入所述口，由此最小化局部缺血，并同时继续大幅阻塞流入动脉瘤的流。
[0020]本发明描述了一种适于对患者的亲代血管区域中的动脉瘤进行血管内治疗的闭塞装置，所述闭塞装置包括具有如下结构，所述结构具有预建立孔隙特征且具有适于插入患者的脉管系统中的尺寸以到达亲代血管的动脉瘤区域。所述装置还包括与所述孔隙特征相关联的易碎材料，以产生用于所述孔隙特征的第一状况，所述易碎材料最初提供实质屏障，防止流过所述易碎材料，并且对于所述孔隙特征的至少大多数，所述易碎材料能够在与亲代血管连通的穿支血管的口处存在局部压差的情况下发生局部破裂和局部溶蚀中的至少一个，以在短时间段内产生用于经历局部压差的孔隙特征的第二状况，以最小化穿支血管下游的局部缺血。
[0021]在一些实施例中，该结构包括金属支柱并且该易碎材料包括由以下至少一种形成的薄膜:纤维素、藻酸盐、氨基甲酸乙酯、聚己内酯和聚乙醇酸。在多个实施例中，所述孔隙特征中的至少一些具有与其他的孔隙特征的几何形状不同的几何形状。各种几何形状包括圆形、椭圆形和梯形。所述孔的几何尺寸在一些实施例中沿着所述结构的长度为基本上恒定的，并在其他实施例中沿着所述长度是变化的。所述孔的数目在一些实施例中沿着所述结构的长度为基本上均匀的，并在其他实施例中沿着所述长度是变化的。
[0022]在某些实施例中，该易碎材料包括至少一种可生物降解的组合物。在一些实施例中，所述结构包括基本上不可生物降解的多孔泡沫，例如固化的多孔氨基甲酸乙酯，并且所述易碎材料包括散布在泡沫孔中的至少一部分中的至少一种可生物降解的组合物，例如聚己内酯。在一个实施例中，该易碎材料能够对等于I至50mm Hg的压差作出响应,并且所述短时间段小于10分钟。在一些实施例中，该易碎材料限定在植入患者之前至少10微米直径的开口，并且具有范围在10微米至500微米之间的厚度。
[0023]本发明也可表示为一种治疗患者亲代血管的动脉瘤的方法，所述方法包括选择闭塞装置，所述闭塞装置具有如下结构，所述结构具有预建立孔隙特征，且具有适于插入患者的脉管系统中的尺寸，所述装置还包括与所述孔隙特征相关联的易碎材料以产生用于所述孔隙特征的第一状况，所述易碎材料最初提供实质屏障，防止流过所述易碎材料，并且能够在与亲代血管连通的穿支血管的口处存在局部压差的情况下发生局部破裂和局部溶蚀中的至少一个，以在短时间段内产生用于经历局部压差的孔隙特征的第二状况，以最小化穿支血管下游的局部缺血。该方法还包括将闭塞装置插入患者的脉管系统中以到达亲代血管的动脉瘤区域，以及定位闭塞装置以闭塞流入动脉瘤的流。




[0024]下文结合图纸和图片更详细地解释了本发明的优选实施例，其中:
[0025]图1为本发明的闭塞装置的示意性侧视图，所述闭塞装置具有覆盖支撑件的膜，并定位在动脉瘤下方和穿支血管上方的亲代血管中；
[0026]图2为本发明的另一闭塞装置的类似的示意性侧视图，所述闭塞装置具有覆盖支撑件的静电纺纤维；
[0027]图3为根据本发明的闭塞装置的类似的示意性侧视图，所述闭塞装置具有覆盖支撑件的可溶蚀多孔结构；
[0028]图4A为图3所示装置的可供选择的实施例的一部分的放大示意性透视、局部横截面视图，其具有耐用多孔结构；
[0029]图4B为图4A的耐用多孔结构在用选择性溶解填料材料浸溃后的视图；
[0030]图5为根据本发明的另一闭塞装置的示意性侧视图，所述闭塞装置具有限定多个孔隙特征的结构，并定位在动脉瘤下方和两个穿支血管上方的亲代血管中；
[0031]图6为包括易碎膜型物质的孔隙特征的示意性横截面图；
[0032]图7A为在一个构造中包括可降解泡沫的孔隙特征的示意性横截面图，且在另一构造中示出了图6的膜的最初破裂或溶蚀；
[0033] 图7B为显示孔隙特征内的另外的溶蚀的类似于图7A的视图；并且
[0034]图8A和8B为显示了不同量的溶蚀的具有偏置的不对称易碎物质的孔隙特征的示意性横截面图。


[0035]本发明可通过一种适于对患者的亲代血管区域中的动脉瘤进行血管内治疗的闭塞装置来实现，所述闭塞装置具有至少一种支撑结构(如金属支柱或多孔泡沫)和与由所述结构限定的孔隙特征相关联的至少一种易碎材料。所述结构具有适于插入患者的脉管系统中中的尺寸以到达亲代血管的动脉瘤区域。该易碎材料最初提供实质屏障，防止流过该易碎材料，并且能够在与亲代血管连通的穿支血管的口处存在压差的情况下在短时间段内发生局部破裂和局部溶蚀中的至少一种，以最小化穿支血管下游的局部缺血。关于图3-8B如下描述根据本发明的装置的目前优选的构造。
[0036]当将动脉系统视为不可压缩流体管道系统时，动脉瘤则是盲管段，其连接到管道系统的低压静脉侧而不能引流。在短时间范围内，在不考虑动脉瘤体积增长或收缩的情况下，经过颈平面输送任何流体体积，一定会使动脉瘤中等量的流体体积转移回亲代血管中。结果是经动脉瘤颈平面的输送量为净零。
[0037]穿支血管不同于动脉瘤，因为穿支血管会直接或间接引流到管道系统的低压侧。经过口平面的输送量为净正，因为经过口平面(也就是说通过口进入穿支血管)的流体体积在该系统的高压侧损失了给定的量，但不能像动脉瘤那样迫使同等的量流回亲代血管。
[0038]在这种不可压缩的流体系统中，经颈平面的净零输送量导致颈平面两侧的压差为零。相比之下，经口平面的净正输送量可通过口平面两侧的正压差检测。因此，压差是装置可用来区分动脉瘤颈和穿支血管口的特征。因为类似支架的颈闭塞装置以相同方式覆盖颈平面和口平面，发明人意识到需要可根据壁内外压差的存在而改变其血流阻碍性质的颈闭塞装置。
[0039]图1示意性地示出了植入具有上部动脉瘤A和下部穿支血管P的亲代血管PV中的新型管状、支架状装置10。装置10为基本上管状的，并且具有诸如金属支柱12的结构，所述结构限定相对较大的开口 13并支撑易碎覆盖材料14，所述易碎覆盖材料14包括膜状物质，所述膜状物质能够在达到预选压差的任何位置破裂。所示易碎材料14沿支柱12的整个外部(包括经过动脉瘤颈N的位置)完好无损，但除压差作用下破裂的位置外，破裂所得的膜片16和18略微伸入穿支血管P的口。箭头20、22和24示出了流体流从亲代血管PV进入穿支血管P的穿行。
[0040]易碎覆盖材料14中断血流，否则该血流将在动脉瘤A中出现，并由此使得血栓在动脉瘤A中形成。同时，易碎覆盖材料14也使血液能够流入穿支血管P以继续流入由该血管供给的下游组织，以最小化那些下游组织内的局部缺血。优选地，易碎覆盖材料14在颈N处提供血流屏障，持续至少8至12周，以允许内皮生长到装置10上。
[0041]装置10可以自膨胀或经球囊膨胀，其中类似支撑支架的结构12采用几种典型支架制造方法中的任何一种方法制成。支柱12自身为固态的，通常为金属，并且不会根据动脉瘤颈或分支血管口两侧压差这一显著特征而改变行为。在优选实施例中，支柱12用作自膨胀支架，其通过在镍钛诺(NiTi)管内激光切割支柱图案而制成。该结构化组件的主要目的是有利于膜或其他易碎覆盖材料14递送到靶血管，并且部署后能保持覆盖材料14与血管壁并置。如果覆盖物14在结构上足以自行实现递送并保持动脉内的位置，那么该支架12可能不必要。
[0042]支架12内的开放区13随后被膜14覆盖，该膜会根据壁厚两侧所感受到的压差水平而作出响应。分支血管口两侧压差为净正而动脉瘤颈两侧不存在压差，压差的范围通常为I至50mm Hg。该膜14可由许多物质制成，只要其至少具有生物相容性和在存在预选的足够压差的情况下易碎的特性。适合易碎材料14的生物相容性组合物包括纤维素、藻酸盐、交联凝胶制成的膜或基质以及诸如氨基甲酸乙酯和/或聚乙醇酸的材料制成的非常薄的聚合物膜。膜14不必是可溶蚀或可生物吸收的，原因是在存在足够压差的情况下的破裂作用导致了增加经过其壁厚的血流的永久性局部调整。相似地，虽然可在膜14内形成微观孔或其他开口(其平均直径例如为以下针对其他实施例所述的)，但膜14为连续材料片也是可接受的，因为破裂作用可在所需位置增加血流，该位置可通过足够压差感知进而引起破裂。
[0043]膜层的厚度由其所需的破裂强度决定，但不应占据动脉的大部分横截面积，以便最小化对流过亲代血管的正常流体流的干扰。期望占据小于百分之五的区域。对膜厚度进行选择，以在短时间段内在最小压差下达到所需易碎性，以最小化穿支血管下游的局部缺血。在一些构造中，所述短时间段在处于典型状况(也就是说，不包括低体温或人为降低血压的状况)下的大多数患者中优选地在少于10分钟的时间内，更优选地少于5分钟。应调节破裂强度以使得膜足够牢固而适于在靶动脉内递送和布置，但又足够脆弱以在小分支血管口两侧存在持久的净正压差的情况下破裂。所需破裂强度预计在I至50mmHg压差的范围内。
[0044]图2的可供选择的新型管状装置30具有支柱32，所述支柱32类似于图1的支柱12，并限定图2相对较大的开口 33。装置30还包括易碎材料34，在该构造中易碎材料34由非常细的纤维35形成，这些纤维构建成多孔网片或糙面外层。易碎材料34具有一定密度，足以中断颈N处的正常流体流以使动脉瘤A内血流停滞，从而能够在其中形成血栓，同时当超过阈值压差时大量纤维35会断裂或分开而在穿支血管P的口处形成开口 36，从而能够使血液按箭头40和41所示的方向流动。
[0045]在优选的构造中，这些纤维35通过“静电纺丝”施加，在该方法中，在离开分配器喷头的液化聚合物例如聚偏氟乙烯(PVDF)上施加电压，从而产生非常细的股线，其平均股线厚度或直径为I纳米到约10微米。可对纤维层的构造实施多种控制，例如单条股线的厚度、施加的股线总数、股线在管状支架上的布置角度以及相互交叉的股线之间的角度。可使用多种静电纺丝技术，例如Norton在美国专利N0.2，048，651中描述的那些技术。例如Cooley在美国专利N0.692，631、Morton在美国专利N0.705，691以及Formhals在美国专利N0.1, 975，504和2，349，950中描述了其他静电纺丝技术。在植入前制造的纤维层的所得特性包括覆盖面积百分比、平均的孔或开口尺寸、壁总厚度和液体渗透性，液体渗透性提供特定液体(本例为血液)穿过该层的体积流量的总量度。在一些构造中，材料34的整体层厚度为约10微米至约500微米，更优选地为30微米至200微米。在植入患者之前，纤维之间的平均开口直径(如用扫描电镜图沿基本上平行于材料35表面的平面测得的)优选地为至少10微米。约10微米的平均开口允许少量全血(包括红细胞)穿过装置30的侧壁以便为周围组织提供一定养分，而最初提供实质屏障，防止流过材料34。在例如穿支血管P 口处存在足够压差的情况下一根或多根纤维破裂时，所形成的开口 36的直径优选地为约50至500微米，更典型地为100至300微米。
[0046]在存在足够压差的情况下这些纤维大量“断裂”或分开的主要机制是单条纤维会在较高流体流的局部区域处断裂(即，破裂)。在替代构造中，纤维采用了生物学上耐用和可降解的材料的混合物。在覆盖分支血管口的纤维网片区域中，局部压差为净正并引起血流持续流过该层的壁厚。与覆盖动脉瘤颈的区域相比，覆盖分支血管口的层区域中的这些断裂纤维优先起到增加进入分支血管中的血流的作用。应调节图2易碎纤维层34的构造中的可控因素，使得纤维35在压差预选为I和50mmHg之间的阈值破裂压力的区域断裂。纤维层的厚度由破裂强度决定，但不应占据动脉的大量截面区域。期望占据小于百分之五的区域。在一些构造中，大量纤维在短时间段内断裂或溶蚀以最小化穿支血管下游的局部缺血，所述短时间段在处于典型状况(也就是说，不包括低体温或人为降低血压的状况)下的大多数患者中优选地在少于10分钟的时间内，更优选地少于5分钟。
[0047]图3的管状装置50为本发明的一个实施例，其由支柱52构造，所述支柱52布置成支架以限定开放区或单元53。支架52可以自膨胀或经球囊膨胀，其采用几种典型制造方法中的任何一种方法制备。随后用层54覆盖支架52，该层具有非常小的孔55并且在存在净正压差的情况下允许有限量的血流经过其壁厚。该层54可采用多种方法构造，例如起泡、冻干、汽相萃取、蚀刻、烧制或沉积。层54的材料可为易受流体流溶蚀和/或生物吸附(包括活细胞消耗)而溶蚀的任何生物相容性材料。在优选的实施例中，聚己内酯(PCL)沉积在略微稀疏的基质中，使得其和疏松材料一样多孔。其他可能的材料包括聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)、多糖、胶态化合物和一些脂质产品。
[0048]在图4A和4B所示的替代构型中，最开始构造了耐用、不可溶蚀、不可生物吸收材料的结构60。该柔韧的弹性结构(例如固化的氨基甲酸乙酯泡沫或膨体聚四氟乙烯(PTFE))具有相对较大的孔62，使得结构60自身覆盖过少的开放区，具有过大的平均孔尺寸，并且液体渗透性太大而无法充分阻碍或限制流入动脉瘤的流。换句话讲，结构60 (可用金属支柱加固)为根据本发明的装置构建了最大孔隙率。虽然为简化说明，孔62的横截面显示具有相对直的通道(例如通道72)，但在多种构造中这些通道更为复杂迂回。所形成的孔62优选的平均直径为50至500微米，更典型的平均直径为100至300微米，如用扫描电镜图沿基本上平行于结构材料60表面的平面测得的。
[0049]结构60制成后，可溶蚀的第二物质64与结构60间隙组合，从而形成图4B的装置66。第二材料64(例如PCL或上文列出的其他材料)优选地沉积成颗粒或微孔泡沫，使得材料64自身具有所需的孔隙率，也就是说，其不是不可渗透的疏松材料。在某些构造中，在植入患者之前，材料64限定平均直径优选为至少10微米的开口。约10微米的平均开口允许少量全血(包括红细胞)穿过装置66的侧壁(流入通道72的内部流向箭头68和流出通道72的外部流向箭头70所示)以便为周围组织提供一定养分，而最初提供实质屏障，防止流过装置66。在分支血管口之上的净正压差区域中，血流持续穿过组合层的壁，会使第二材料64作出响应，在一个或多个孔62中更快速地优先溶蚀(通常包括生物降解)。结构材料60的第一目的是在第二材料64完全移除后使孔隙率(进而流量)增加的上限限制在结构60自身的孔隙率。该材料的第二目的是通过将分支血管提供的压差集中于较小的多孔区域，增强第二材料64的溶蚀(通常包括生物降解)。这会提高优先性质，利用该优先性质，装置66的组合层在分支血管上方的溶蚀会快于装置总体中的溶蚀(包括动脉瘤颈上方的溶蚀)。
[0050] 图5的管状装置100具有耐久的优选柔性的结构102，所述结构102限定多个孔隙特征104，并显示为定位在具有颈N的动脉瘤A下方和两个穿支血管Pl和P2上方的亲代血管PV中。优选地，装置100可以以塌缩状况插入经过亲代血管PV，然后当装置100跨越动脉瘤颈N时通过自膨胀或通过球囊膨胀而膨胀。在该构造中由圆图表示的孔隙特征104具有预建立孔隙率。除了数个基本上开放的孔隙特征108和110之外，如在每个孔隙特征104中由“X”表示，至少一个易碎材料106与孔隙特征104相关联，在孔隙特征108和110处，血流112使得孔隙特征108和110允许一些血流(虚线箭头114和116)分别进入穿支血管Pl和P2。换言之，易碎材料106产生用于孔隙特征104的第一状况，所述易碎材料106最初提供实质屏障，防止流过易碎材料106，如在颈区域N处，并且对于孔隙特征104的至少大多数，所述易碎材料106能够在与亲代血管PV连通的穿支血管Pl和/或P2的口处存在局部压差的情况下发生局部破裂和局部溶蚀中的至少一个，以在短时间段内产生用于经历局部压差的孔隙特征108、110的第二状况，从而通过允许足够的血液流动进入穿支血管中而流入那些血管的下游组织区域，最小化穿支血管下游的局部缺血。
[0051]在多个构造中，所述孔隙特征中的至少一些具有与其他的孔隙特征的几何形状不同的几何形状。各种几何形状包括圆形、椭圆形和梯形。所述孔的几何尺寸在一些构造中沿着结构102的长度为基本上恒定的，并在其他构造中沿着所述长度是变化的。所述孔的数目在一些构造中沿着结构102的长度为基本上均匀的，并在其他构造中沿着所述长度是变化的。
[0052]图6为结构120的示意性横截面图，所述结构120限定孔隙特征120，包括在第一状况下的易碎膜型物质124。物质124在存在于穿支血管处或穿支血管附近、但不存在于动脉瘤颈的足够压差的情况下破裂。物质124在一些构造中为可生物吸收的或可生物降解的。
[0053]图7A为在一个构造中包括可降解泡沫124a的孔隙特征122a的示意性横截面图，且在另一构造中示出了图6的膜124的最初破裂或溶蚀。换言之，图7A表示在第一构造中的最少的流体流125通过孔隙特征122a的第一状况，并表示在其他构造中的图6的第二状况。优选地，孔隙特征122a的最初孔隙率允许最少量的血流通过其壁厚到达穿支血管口，但无血流到达动脉瘤颈。然后，在一段时间内，经受压差的形成孔的材料(因此血流)最终溶蚀并变得更大，从而允许血流增加。所述时间段和材料的耐溶蚀性优选足够高，以便不会在停滞建立和血栓在动脉瘤中形成之前由于经过动脉瘤颈的极小输送而溶蚀。然而，时间段和耐溶蚀性优选足够低，使得穿支血管的持久压差最终将口附近的材料溶蚀掉。
[0054]图7B为类似于图7A的视图，其显示了在孔隙特征122a内的另外的溶蚀以允许更大的血流，如箭头126和128所示。换言之，当图7A表示第一状况时，图7B表示第二状况；当图7A表示用于图6的装置的第二状况的开始时，则图7B表示第二状况中增加的孔隙率和流向穿支血管的增加的血流126、128。
[0055]易碎物质的最初孔隙率在一些构造中通过孔内的物质的几何形状控制，并在其他构造中主要通过材料吸收速率控制。图8A和SB为显示了随时间的不同量的溶蚀的具有偏置的不对称易碎物质132的孔隙特征130的示意性横截面图。优选地，图8A的孔隙特征130允许最少量的血流在植入之后立刻流入穿支血管，但限制血流机械地和由于经过颈平面的净零压力输送而流入动脉瘤颈。然后，随时间推移，经受压差的材料(因此血流)最终降解并变得更大，从而允许血流增加。所述时间段和材料的耐溶蚀性优选足够高，以便不会在停滞建立和血栓在动脉瘤中形成之前由于经过动脉瘤颈的极小输送而溶蚀。然而，时间段和耐溶蚀性优选足够低，使得穿支血管的持久压差最终将口附近的材料溶蚀掉。
[0056]在一个制造技术中，结构120垂直取向，使得材料132基本上在孔隙特征130的一侧上累积。在其他制造技术中，通过激光、水喷或其他渗透技术而在大多数孔中产生通道或其他开口。
[0057]因此，虽然已经示出、描述并指出了本发明在优选实施例中所应用的基本新型结构，但应当理解，在不脱离本发明的实质和范围的前提下，本领域的技术人员可在所示装置的形式和细节及其操作上进行各种省略、替换和更改。例如，本申请的明确意图是:所有用以达到相同效果的、以基本相同的方式执行基本相同功能的那些元件和/或步骤的组合均在本发明的范围之内。还充分打算和设想的是将一个所述实施例中的元件替换到另一个实施例中。还应当理解，附图未必按比例绘制，它们在本质上仅仅是概念性的。因此，本发明仅受所附权利要求书的范围限制。
[0058]本申请所引用的每一项已授权专利、待决专利申请、专利公开、期刊论文、图书或任何其他参考文献全部内容均以引用方式并入。