JPH07508909A - 超軟質の塞栓デバイスおよびその使用方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 超軟　の・ｔデバイス ＆災旦立団 本発明は、極めて柔軟な、超軟質の血管閉塞または塞栓を形成するデバイスであ る。これは、放射線不透過性材料により作製され、剛性またはカラム強度が小さ い、細長い糸状のデバイスを形成するブレード（ｂｒａｉｃｌ）、フィル、また は鎖であり得る。デバイスの直径は約０．０１０インチ以下であり得る。コイル 、ブレード、または鎖を形成するのに用いられる、デバイスを構成するフィラメ ント材料は、代表的には、約０．００２イ／チより小さい直径を有する。デバイ スは十分に柔軟性があり小さいため、注入薬物または液体をカテーテルを通して 流すことにより、ヒトの体内の血管系内の部位に液圧により送達され得る。形状 によって、デバイスは、デバイスを送達させる押出し具を用いてカテーテル管腔 を通して機械的に送達され得る。コイルを切り離すために、様々な機械的な接合 が用いられ得るか、異なる金属を単純に接合して低電圧を印加することにより電 解で分離するのが望ましい。デバイスは、選択された血管部位でカテーテルの先 端部から放出されると、糸状材料の無秩序な塊状物の形状となる。デバイスがコ イルのときは、コイルは単一のまたは複数の螺旋であり得る。デバイス（コイル 、ブレード、または鎖を問わず）は単独で、または、さらに密度の高い閉塞を行 うためにもっと大きなコイルまたはブレードと組み合わせて、もしくは繊維状の 血栓性付着物と共に、さらには、後で組織接着剤、粒状塞栓デバイス、または化 学療法剤を異常血管および組織に注入するときに位置を示すための基質として、 使用され得る。デバイスは、様々なタイプの減少血流試験（ｄｉｍｉｎｉｓｈｅ ｄ　ｂｌｏｏｄ　ｆｌｏｗ　ｔｅｓｔｉｎｇ）の間、血管を一時的に閉塞するた めに使用され得る。

本発明はまた、ヒトの体内にデバイスを導入する方法を包含する。

発」１のｊし灰 内出血の制御、腫瘍への血液供給の閉塞、および動脈瘤の領域における血管壁圧 の軽減を含む、様々な異なる症状の治療に血管内治療が用いられている。このよ うな治療に適切であると論じられているものとして、様々な異なる塞栓剤が知ら れている。

１つの公知の塞栓剤としては、微小繊維性コラーゲン、様々なポリマービーズ、 およびポリビニルアルコールフオームのような注入可能な流体または懸濁液が含 まれる。ポリマー性剤はさらに、場合によってはインビボで架橋され得、所望の 血管部位での薬剤の持続を延長させる。これらの薬剤は多くの場合、カテーテル を通して血管系内に導入される。導入後、材料はその部位に固形の中身の詰まっ た塊状物を形成する。これらは短期間の血管閉塞として良好であるが、最終的に は血管再疎通の過程で再吸収される。

注入可能な血管閉塞材料としては、ポリマー樹脂、代表的には／アノアクリレー トもまた用いられる。樹脂は、代表的には、放射線不透過性のコントラスト材料 と混合されるか、またはタンタルの粉を添加することによって放射線不透過にさ れる。これらの使用においては、混合液を配置するのが極めて困難であるという 問題が生じる。正常な血管を不注意に塞栓する（予めゲル化された樹脂の行先を 制御できないことによる）ことも珍しいことではない。材料はまた、一度血管内 に配置されると、回収するのは困難または不可能である。

このような樹脂はＦＤＡにより認可されておらず、ヒトの手術的処置の間、これ らの材料が適用される毎に権利放棄証書を請求しなければならない。

多くの機械的な血管閉塞デバイスが広く用いられている。

このようなデバイスの１つにバルーンがあり、これは、カテーテルの端部で血管 部位まで運ばれ、その部位で適切な流体、代表的にはポリマー化可能な樹脂によ り膨張され、カテーテルの端部から放出される。バルーンデバイスは、閉塞血管 の断面を効果的に充填するという利点を有する。しかし頭蓋内果粒（ｂｅｒｒｙ ）動脈瘤に血管内バルーン塞栓形成を用いる場合、バルーンを動脈瘤に入れて膨 張させると、嚢の一部で起こり得る「過充填」、およびバルーンをカテーテルの 端部から離脱させるとき生じる牽引力により、動脈瘤が破裂するという危険が伴 う。さらに、血管バルーンは、バルーン内ノ樹脂がポリマー化した後は回収する のが困難であり、また、コントラスト材料が充填されない限り放射線撮影法を用 いて容易に視覚化することができない。また、バルーンは、充填中に破裂する、 充填が終わらないうちに放出される、またはモノマーからポリマー形態が生成さ れる前にモノマー性樹脂が血管系内に漏れるなどのことが知られている。

別のタイプの機械的な血管閉塞デバイスは、ワイヤコイルまたはブレードであり 、これらは、伸長された直線形状でカテーテルを通して導入され、カテーテルの 端部から放出されると不規則な形状になる。様々な血管ｒＡ塞ココイルよびブレ ードが知られている。例えば、Ｒｉｔｃｈａｒｔらの米国特許第４．９９４、０ ６９号は、細血管の閉塞に使用するための柔軟な、好ましくはコイル状のワイヤ を示している。前述の血管閉塞コイルとは異なり、ＲｉＬｃｈａｒｔらは、非常 に軟質の、カテーテル管腔内を押出し具を用いて部位まで送達されるコイルを教 示している。ＲｉＬｃｈａｒｔらのコイルは、代表的には、直線形状で所望の血 管部位に押し出される。カテーテルから放出されると、コイルは、特定部位を充 填するように設計された多くの無秩序なまたは規則的な形状のうちいずれかの形 状になり得る。コイルは、例えば、直径０．５〜６　＋ｎｍの細血管部位のため に使用され得る。コイル自体は、直径０．０１０から０．０３０インチの間であ ると述べられている。フィル状ワイヤの長さは、代表的には、閉塞する血管の直 径の１５〜２０倍である。コイルを構成するのに用いられるワイヤは直径０．０ ０２から０．００６インチであり得る。

タングステン、プラチナ、および金の糸またはワイヤが好適であると述べられて いる。これらのコイルは様々な利点を有する。これらの利点には、比較的耐久性 があること、放射線撮影による影像化が容易であること、明確に限定された血管 部位に配置し得ること、および回収可能であることなどが含まれる。

機械的な血管内コイルの変形例としては、Ｇｕｇｌｉｅｌｍｉらの米国特許第５ ．１２２．１３２号に記載された、電解により離脱される血管内コイルがある。

Ｇｕｇｌ　ｉｅｌｍｉのコイルは、制御された塞栓を即座に形成するのに有効で あるため、代表的には、頭蓋内勤脈瘤に用いられる。開示されたコイルは、大き さおよび組成においてＲｉｔｃｈａｒｔらのコイルに類似している。しかし、コ イルを血管部位に導入する方法は少し異なる。コイルを選択された部位に機械的 に押し出すのではなく、コイルをその部位に配置し、コイルを支持するガイドワ イヤに低電圧を印加して、コイルをガイドワイヤの遠方先端部から電解により離 脱させる。コイルを電解により離脱させる工程は、コイルが離脱するとき血栓を 形成するという新たな利点を与える。この場合も、上述のように、Ｇｕｇｌｉｅ ｌｍｉのコイルはステンレス鋼またはプラチナなどで有り得、直径は、代表的に は、０．０１０から００２０インチであり、直径が約０．００１からｏ、　ｏｏ ｓインチのワイヤを使用して作製される。この場合のコイルは、代表的には、長 さが１から５０センチメートルの間である。

これら背景技術のいずれも、直径が約０．０１０インチより小さい塞栓形成フィ ル、ブレード、または鎖について示してはおらず、またこれらをカテーテルを通 して流体送達により配置することについても示してはいない。

λ囲旦！亘 本発明は、極めて柔軟な、超軟質の血管閉塞または塞栓デバイスである。これは 、ブレード、フィル、または鎖であり得、放射線不透過性材料により作製され、 剛性またはカラム強度が小さい、細長い糸状のデバイスを形成する。デバイスの 直径は約０．０１０インチより小さく、好ましくは、約０．００７５インチより 小さい直径であり得る。デバイスを構成するワイヤは、代表的には、直径が約０ ．００２インチより小さい。デバイスは十分に柔軟性があり小さいため、カテー テルを用いて、ヒトの体内の血管系内の部位に液圧により送達され得る。デバイ スは、押出しワイヤを用いて機械的に送達され得る。デバイスは、機械的または 電解的接合を用いて、押出しワイヤから切り離され得る。デバイスの柔軟性およ び大きさの故に、カテーテル管腔との間に摩擦が生じることはほとんどない。

これらのデバイスは、ガイドワイヤ誘導カテーテルと共に、および流動誘導カテ ーテルと共に用いられ得るが、これらでさえもその遠方領域においては非常に柔 軟である。本発明は、位置が遠いため通常では接近し得ない血管領域に塞栓形成 デバイスを配置する機会を提供する。

本デバイスは、選択された血管部位でカテーテルの先端部から放出された後、代 表的には、ゆるい無秩序な塊状物の形状となる。流れの速い領域に導入されると 、この塊状物は直ちに凝縮して非常に密度の高い塊状物になる。デバイスは、コ イル、ブレード、または鎖を問わず、さらに密度の高い閉塞を行うために、もっ と大きなコイル、ブレード、または鎖と組み合わせて、もしくは、後で組織接着 剤、粒状塞栓デバイス、または化学療法剤を異常血管および組織に注入するとき に位置を示すための基質として、さらには、様々なタイプの減少血流試験の間、 血管を一時的に閉塞するために使用され得る。デバイスはまた、血栓性材料また は治療用材料によりコートされ得る。または、デバイスへの繊維状塞栓性付着物 と共に用いられ得る。本発明はまた、ヒトの体内にデバイスを導入する方法を包 含する。

本発明はまた、先ず、コイルのような大きな血管閉塞デバイスを、担当医の所望 する血管位置に導入し、次に、本発明のデバイスを導入して、大きなコイルによ って残された隙間を埋め、これにより、より密度の高い閉塞を形成する方法であ る。所望によっては、デバイスはそれ自身によって導入され得る。

匣ｉ二皿亜左且Ｍ 図ＩＡは、本発明により作製されるコイルの拡大側面図を示す。

図ＩＢは、本発明により作製される二重螺旋コイルの拡大側面図を示す。

図２は、本発明により作製されるブレードの拡大側面図を示す。

図３は、本発明により作製されるコイルとブレードとの組み合せの拡大側面図を 示す。

図４は、コイルの外側にブレード材料が編まれた、図３のデバイスの変形例の拡 大図である。

図５Ａおよび５Ｂは、ワイヤ押出し具から電解により分離するようにされたコイ ルの端部の拡大図である。

図６Ａは、本発明により作製される鎖の拡大側面図であり、図６Ｂおよび図６０ は、繊維性材料が結びつけられた本発明の鎖を示す。

図７は、コイルを液圧により血管内に導入するために用いられ得る臨床用装備で ある。

図８は、１つ以上の本発明のデバイスを機械的に血管内に導入する方法を示す。

図９は、３つのコイルに対する、たわみ対伸長部分を比較するグラフである；コ イルの１つは本発明により作製され１．２つは先行技術により一般的に作製され た市販の塞栓コイルである。

（以下余白） 尺朋」」１戟 図ＩＡは、本発明により作製されるコイル（１００）を示す。これは、非常にま りすくに伸びたデバイスであり、代表的には、好ましくは直径（１０４）が約０ ．００２５インチより小さい、好ましくは０．０００４５から約０．００２２５ インチ、さらに好ましくは約０．０００５からＱ、　００２インチ、最も好まし くは約０．００１から０．００２インチである細いフィラメントまたはワイヤ（ １０２ンを、よく知られたコイル製造技法を用いて、回転心棒（ｍａｎｄｒｅｌ ）の回りに巻きつけるまたはこれを覆うことによって形成される。コイルの末端 には、独立した末端キャップ（１０８）または終端部材が配備され得る。終端部 材（、１０８）は独立した部材であっても、コイルの融解部分であっても、また はエポキシのような充填材料の小片であってもよい。末端部材の第１の機能は、 コイルがカテーテル管腔または血管の内部に引っかかるのを防ぐことである。し かし、この大きさのデバイスであれば、終端部材（１０８）を用いなくても、コ イル末端を切断するだけで十分である。

コイルを製造するとき、コイル製造方法は、代表的には、最小限の螺旋ピッチで 単層フィルを製造するように調整される。すなわち、巻き線は極めて密に詰まっ た状態にされる。

代表的には、心棒の直径は、コイルの外径（１０６）が０．０１０インチより小 さい、好ましくは０．００１４から０．００９５インチ、さらに好ましくは０． ００４から０．００９５インチの間、最も好ましくは０．００４から０．００７ ５インチの間であるようにされる。このようにして製造された軟質で柔軟性のあ るコイルは、心棒から取り外された後、所望の長さに切断される。デバイスは、 一方の末端を支えた場合、デバイス（コイル、ブレード、またはこれらの組み合 せ）が、先端から１センチメートルの長さの部分で自重により約２０°より大き く（好ましくは約３５°より大きく）たわむとき、上述の用途に特に適切である のが分かった。コイルの長さは２ｎ＋ａ＋から１４０ｃｍの間であり、代表的に は３０ｅ１ｍから１２０ｃｍの間である。

図ＩＡおよび図ＩＢで示したフィラメントの代わりに、コイルは、長軸（ｍａｊ ｏｒ　ａｘｉｓ）が０．００１から０．００２インチの間であり、短軸（ｍｉｎ ｏｒ　ａｘｉｓ）が０．０００４から０．００１インチの間であるリボンにより 製造され得る。リボンにより製造されたコイルは、多くの場合、同様の大きさの フィラメントにより製造されたコイルより剛性が適度に大きい。また多くの場合 、コイルの直径が小さい方が製造が容易である。

図ＩＡに示す巻き線の規則性は必須のものではない。巻き線は、不規則的であっ ても変動ピッチであってもよい。図ＩＡおよび図ＩＢに示すコイル（１００）　 （および以下に示す本発明の変形例）は、多くの異なる材料のいかなるものによ っても製造され得る。ヒトの血管系内のコイルおよびその位置が容易に監視され 得るように、材料のある部分は放射線不透過でなければならない。適切な材料と しては、生体適合性を有する金属、ボッマー、および合金が含まれる。例えば、 生体適合性を有する放射線不透過性の金属としては、銀、金、パラディラム、プ ラチナ、タングステン、イリジウム、および様々なステンレス鋼が含まれる。プ ラチナとタングステンとの合金（好ましくは、プラチナ９２％およびタングステ ン８％）のような他の合金が適切であり、実際において、多くの場合最も好適で ある。プラチナ−タングステン合金は、望ましくは、少なくとも約１８０ｋｐｓ ｉの引っ張り強さを有し、公称直径０．００１”のワイヤの場合には、１．０イ ンチ／分の速度で測定すると、２％の最小伸長度で０．１７１ｂの破壊荷重を有 する。このようなデバイスに使用するためには、ポリエチレン、ポリウレタン、 ポリプロピレンなどを含む様々な生体適合性を有するポリマーが適切であるが、 これらは放射線不透過性ではないため、通常は、放射線不透過性のマーカーと共 に用いるか、または放射線不透過性の充填材で充填することにより、コイルを体 内に適切に配置することが可能になる。同様に、繊維状カーボンファイバーのよ うな他の無機材料も適切であり、本発明で使用され得る。

コイルを形成した後、内部は薬物濃縮物のような薬物材料により充填され得、薬 物をコイルからインビボの水性環境中にゆっくりと放出するために、両末端は部 分的に密閉され得る。所望であれば、貯蔵のために、コイルの両末端は水溶性プ ラグにより密封され得る。コイルはまた（または上記の代わりに）血栓性材料ま たは医薬材料によりコートされ得る。

図ＩＢは、本発明により作製される二重螺旋コイルを示す。

この変形例では、第１コイル（１１０）が第２コイル（１１２）と共に巻きつけ られる。フィルの一方は細いワイヤであり、第２コイルは、同様にワイヤである か、または部分的に硬化した繊維状材料、例えば、ダクロン（Ｄａｃｒｏｎ）、 絹、または他の血栓材料のような材料または合成繊維でもよい。本発明のこの変 形例により作製される二重螺旋の金属ワイヤコイルは、本明細書の他の部分で述 べた方法を用いて作製される。第２コイルが材料または合成繊維である二重螺旋 コイルは、代表的には、繊維を巻いた後、穏やかな熱処理を行って金属性スプリ ングのような形状にする必要がある。ダクロンまたは絹の場合は、これは、巻い たスプリングを穏当に低い温度、例えば３００’　Ｆなどで蒸すことにより行わ れ、溶融せずに繊維を形成し得る。

図２は、本発明により作製される、ブレード（または他のもの）に編まれた血管 閉塞デバイス（２００）を示す。ブレード状の閉塞デバイス（２００）は管状で あり、図１のコイルを作製したのとほとんど同じ方法で、心棒上で繊維またはワ イヤを編むことによって製造される。この大きさの編組ブレードは一般的ではな いが、公知の方法により作製される。本発明のこの変形例のワイヤまたは繊維は 、上述の放射線不透過性材料またはポリマー材料のいずれかであり得、さらに、 ブレードはこれらの材料のみの組み合せ、またはダクロン、綿、または池の材料 のような他の適切なポリマーまたはフィラメント材料との組み合せにより作製さ れ得る。絹、ダクロン、または綿のような有機繊維は、血管の内部領域に凝塊を 形成するのに整備された基材を提供する。多くの場合、コイルの放射線不透過部 分は、放出部位で血管壁にコイルを固定する唯一の方法を提供する。

図２のブレードまたは編組みデバイス（２００）は、図１のコイル（１０６）と 同様の直径（２０４）を有する。ブレードは、上記の図１に示した類似部分と構 成が類似する終端部材または部分（２０４）を有し得る。ブレードの長さは同様 に２ｍ＋ｉから１２０ｃｉであり得る。

図３は、本発明によるコイル／ブレードの組み合わせの血管閉塞デバイスの側面 図を示す。この組み合わせは、図１および図２に示したデバイスと構造および大 きさが類似するコイル（３０２）とブレード（３０４）との配列である。各々の 長さが多くは２ｍｍから２０ｃｍである様々な長さのコイル（３０２）およびブ レード（３０４）が各々の末端で互いに連結され、組み合せデバイスを形成して いる。上記のものを加えたデバイスの全体の長さは、２＋ｏｎ＋から１２０ｅｎ ＋であり得る。デバイスはまた、デバイスの両末端にキャップまたは終端部材（ ３０６）を有し得る。

図４は、コイル／ブレードの組み合わせ（４００）の別の変形例を示す。しかし 、この変形例では、破断挿入図によって示すように、基材のフィルは図１で示し たコイルと同じである。

コイルの外部にブレードが編まれている。この例では、ブレードは、さらに望ま しくは、ダクロンまたは綿のような繊維状材料である。しかし、ブレードは、上 述の金属、合金およびポリマーのような放射線不透過性材料であり得る。ブレー ドは溶接、溶融、または接着によって、下のコイル（４０２）に接合され得る。

図５Ａおよび図５Ｂはコイルの一部破断側面図を示す。これらコイルは、ガイド ワイヤのような押出し具を用いて送達され得、またＧｕｇｌ　ｉｅｌｍｉらに見 いだされるような方法を用いて電解により離脱され得る。

図５Ａは、本発明の１つの実施態様の超拡大側面図であって、ガイドワイヤ（５ ０４）とコイル（５０６）の一部とが一部断面図で示されている。ガイドワイヤ （５０４）は、テフロンまたは他の適切な絶縁材料によりコートされ得るが、こ のコーティングは図示していない。ガイドワイヤは、Ｇｕｇｌｉｅｌｍｉらに示 されるように、または本明細書の他の部分で述べるように、カテーテル管腔内に 配置され得る。ガイドワイヤ（５０４）は、代表的には、図面に示す部分より基 部に近い部分では、直径が０゜０１０から０．０２０インチである。図５Ａの部 分では、ガイドワイヤ（５０４）は遠方末端でテーパー状になり、コイル（５０ ６）　内のポイント（５０ｇ）に到る。ガイドワイヤ（５０４）は、１つまたは それより多い位置、例えば遠方末端の接合部（５１０）または遠方末端より基部 側の接合部（５１２）で接合され得る。これらの接合部（５１０）および（５１ ２）は、はんだ付けなどによって行われ得る。

図５Ｂは、同様のコイルガイドワイヤアセンブリ　（５０２）を示す。このアセ ンブリでは、同様のガイドワイヤ（５１６）がコイル（５０６）内に実際には軸 方向に導入される。この変形例では、ガイドワイヤ（５１６）はすくにテーパー 状になり、非常に細いワイヤ部（５１ｇ）か形成される。細いワイヤ部（５１８ ）の最遠方部は接合部（５２０）でコイル（５０６）と結合する。好ましくは、 細いワイヤ部（５１８）の基端部には第２の接合部（５２２）が形成される。本 発明のこの変形例は、図５Ａに示した変形例より、少なくとも接合部（５２２） より遠方の領域では、実質的に柔軟性が大である。しかし、ガイドワイヤまたは コアワイヤ（５１６）を固定する２つの接合部を有することから生じる安全性の 要因は依然として残る。

図５Ａおよび図５Ｂで用いられ示されたコイルのカラム強度は極めて小さいため 、場合によっては、図５Ａのガイドワイヤ（５０４）と図５Ｂのガイドワイヤ（ ５１６）とを各々押出し具として用いてコイルを導入するだけではなく、補助的 に生理食塩水による液圧を用いてこれらのコイルを押してカテーテルの管腔内を 通して移動させるのが望ましい。体外の電源からガイドワイヤに直流電流を印加 することによって、コイル（５Ｏ６）を、各ガイドワイヤ（５０４）および（５ １６）から離脱する。コイル（５０６）から血管系部位に電流が流れることによ り、電気的血栓形成（ｅｌｅｃｔｒｏｔｈｒｏｉｂｏｓｉｓ）によって血栓が形 成される。

代表的には、０．１から１２ボルトで約０．０１から２ミリアンペアのＤＣ電流 をガイドワイヤに流す。多くの場合、血栓はこのような電圧を印加した後、３〜 ５分以内に形成される。電圧はガイドワイヤを伝わって、挿入手段、例えば、各 導電性接合部（例えば、図５Ａの（５１０）および（５１２）、ならびに図５８ の（５２０）および（５２２）　）を通り、また血液または血栓を通って流れる 。負極を皮膚と接触させて配置することにより回路が完成する。接合部またはガ イドワイヤの特定の部分を電解により分解することによって、コイルはガイドワ イヤから離脱する。このような本発明のデバイスに包含されるか、または、それ ほど小さなコイルであれば、電解作用による融解は通常は４分もかからない。こ の融解時間は、ガイドワイヤの各部分の大きさ、および絶縁体から露出するガイ ドワイヤの面積を変更することによって、変更し得るのは明かである。電解速度 を高めるために、電流レベルを変更するか、または、生理食塩水溶液のような導 電性流体を導入し得る。

図６Ａは、本発明により作製される鎖の側面図である。鎖（６００）は代表的な 鎖製造法を用いて製造される。この大きさの鎖は一般的ではないが、公知の方法 により容易に製造される。

本発明のこの変形例におけるワイヤまたは繊維は、上述の放射線不透過性材料ま たはポリマー材料のいかなるものでもよい。さらに、鎖はこれらの材料のみの組 み合せ、もしくはダクロン、綿、または他の材料のような他の適切なポリマー材 料またはフィラメント材料との組み合せにより作製し得る。

絹、ダクロン、または綿のような有機繊維は、血管の内部領域に凝塊を形成する のに整備された基材を提供する。図６Ａの鎖デバイス（６００）は、図１のコイ ル（１０６）と同様の直径を冑する。鎖の長さは同様に２ｍｍから１２０ｃ＋ａ であり得る。

図６Ｂは、図６Ａに示した鎖（６００）の側面図であるが、この場合は、ダクロ ン、綿、または他の材料のような適切なポリマーフィラメント（６０２）が鎖に 結びつけられている。絹、ダクロン、または綿のような有機繊維は、血管の内部 領域に凝塊を形成するのに整備された基材を提供する。図６Ｂの繊維（６０２） は、鎖の輪から輪へ結ばれている。

図６０は、図６八に示した鎖（６００）の側面図であるが、この場合は、上述の ようなポリマーフィラメント（６０４）がブラシ状に鎖に結びつけられている。

上述の変形例の各々は、大きさの範囲および材料が適切であれば、コイル、ブレ ード、または鎖に関わりなく、きわめて軟質の柔軟性のあるデバイスである。こ れらのデバイスが配置される血管にデバイスが加える半径方向の力は、たとえあ るとしても僅かである。これらは十分に柔軟性がありまた小さいため、カテーテ ルの遠方先端部から放出された後、血流により運ばれ得る。このカテーテルによ ってデバイスは血管の内腔の狭い領域へと導入され、そこで、デバイス自体は（ さびのようになるか、または丸くなり、血管内で動けなくなる。デバイスは流体 のような特性を有するため、脆い異常血管の複雑な形状に適合することができ、 また、このことによって、これら血管に外傷または穿孔を引き起こす危険が低減 される。このような流動特性により、動静脈奇形（ＡＶＭ）内の部位のような、 現時点ではカテーテル操作によっては到達し得ない血管系内の部位に本発明のデ バイスを配置することも可能である。

デバイスは形状のすべてにおいて極めて柔軟であるが、適度の「予備形状」を行 って製造され得る。「予備形状」とは、上述のＲｉｔｃｈａｒｔらに見られる処 置であり、コイルはカテーテル管腔を通過した後のみ非線形形状になり、管腔内 は容易に通過するように、コイルを曲げるかまたは縮せる処置である。

このような処理を行うことにより、コイルを血管系内の意図した部位に配置する と、無秩序状態が加えられる。

図７は、本発明のデバイスを液圧により血管系部位に送達するための装備を示す 。この例では、デバイス−コイルとして述べられる−は、導入シース（７０２） 内に保持され、適切な流体を含有する注射器（７０４）によって誘導され、カテ ーテル（７１２）を通って所望の部位に送達される。導入シース（７０２）の基 端部（７０６）は流体含有注射器に接続されている。導入シース（７０２）の遠 方端（７０Ｂ）はカテーテルの横手付属具（７１０）に導入される。カテーテル アセンブリ（７１２）内の管腔からは、ガイドワイヤおよび他の内部構築物は予 め取り除かれる。注射器（７０４）のプランジャーを単に押し下げると、導入シ ース（７０２）内のデバイスはカテーテル（７１２）を通って注入部位まで運ば れる。デバイスを所望の部位に注入した後、関連するデバイスを有する別の導入 シース（７０２）に交換することによって、別のデバイスを注入し得る。

この手順は、カテーテルを用いて大きなサイズのコイルを特定の部位に導入した 後、実行され得る。本発明のデバイスを後で導入することにより、先に導入され たコイルの血栓形成能力が高められる。これは、本発明のデバイスは、大きなフ ィルによって残された隙間を埋める傾向があり、さらに高密度に詰まった閉塞部 位を実現し得るためで、ある。

図８は、ガイドワイヤ（１１２２）を押出し具として用いてコイル（８２０）を 血管系部位に送達するための装備を示す。この設定では、カテーテル（８１２） を、場合によっては、生理食塩水溶液のような適切な誘導流体を含有する注射器 （８０４）と共に用いる。本変形例の基端部で、注射器を用いる場合の注射器は カテーテル受口（８１０）に直接取り付けられる。本変形例のガイドワイヤ（８ ２２）は、カテーテル（８１２）から遠方方向、およびカテーテル取付具から基 部方向の両方に延びているように示されている。ガイドワイヤまたはコアワイヤ （８２２）を操作するためのトルクデバイス（８２４）もまた配備され得る。

コアワイヤ（８２２）は電Ｈ（８２６）の正極端子に接続される。

電源（８２６）の負極端子は、皮膚に貼り付けられる１＜・ノド（８２８）に接 続され、電源への回路が完成する。電流は、ガイドワイヤ（８２２）を通ってガ イドワイヤ（８２２）とフィル（［１２０）との間の接合部へ（上記の図５Ａお よび図５Ｂに関連して詳述）、血栓または血液を通り、皮膚を通ってバッド（８ ２８）へ、そして次に電源へ戻る。これは、血栓を形成するためにも、またコア ワイヤ（８２２）からコイル（＋！２０）を電解により切り離すためにも用いら れる。

さらに、これらの方法は、本発明のコイル、・ブレード、および鎖か所定の位置 に配置された後、シア／アクリレート樹脂（特に、ｎ−ブチルシアノアクリレー ト）のようなポリマー樹脂を、意図した部位に導入する工程を包含し得る。つま り、本発明のデバイスは、これら組織接着剤、ポリビニルアルコールフオームの ような粒状塞栓材料、または様々な化学療法剤のための基材を形成する。これら のデバイスの導入に用いるのに適したカテーテルについては、上述のようにＲｉ ｔｃｈａｒｔらの米国特許第４．９９４．０６９号に極めて詳細に記載されてい る。

爽立勇 本実施例は、本発明のコイルの好ましい実施態様と、Ｒｉｔｅｈａｒｔらにより 記載されたタイプの類似した市販のコイルとの間の著しい相違について示す。本 実施例は、本発明のコイルが他のコイルより如何に柔軟性を有するかを示す。

３つのコイルを測定した。コイルＡが本発明により作製されたコイルである。コ イルＢおよびＣは、様々な用途で、Ｔａｒｇｅｔ　Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃｓ　 Ｉｎｃｏｒｐｏｒａｔｅｄから市販されている。コイルの物理的記述は以下の通 りである。

導入器、すなわち０．０１０インチの内径を有する管のチーツク−状の部分を、 光学コンパレータから取られたアングルテンプレートにテープで貼り付けた。各 コイルを導入器内に配置し、そして導入器の先端部から長さを様々に変えて伸ば した。コイルを１．Ｏｃ＋ｓおよびそれ以上に伸ばした。導入器を水平に保持し 、そして導入器の先端部とコイルの末端との間の角度を、導入器から伸びるコイ ルの長さの関数として測定した。試験の結果を下記の表ＩＩおよび図６に示す。

（以下余白） 本発明のコイルＡおよびコイルＣの示したデータは、多（の類似したコイルの測 定値の平均である。

コイルの伸長と得られるたわみ度との間の関係を図６に示す。容易に分かるよう に、１０＋ａｍの伸長では、本発明のコイルのたわみの角度は約５０６である。

他のコイルにおいて、たわみは、典型的には、その値の約１０％しかない。この 結果、本発明のコイルの曲げ半径ははるかに小さく、コイルを曲げるのに必要な 力は著しく小さいため、結果としてコイルは、他のコイルで測定した場合に比べ て極めて容易に、血管系内およびカテーテル内の両方の曲がりくねった経路をた どって進むことが理解され得る。

本発明の意図および範囲から外れることな（、当業者によって多くの変更および 改変が行われ得る。例示した実施態様は明瞭化および例示の目的のためにのみ示 したものであって、以下の請求項によって定義される本発明を限定するものでは なく、現在または後に考案されるすべての同等物を包含する。

（：ｌ−一一一− ＦＩＧ、　５Ａ ＦＩＧ、　５Ｂ ＦＩＧ、　６Ａ ＦＩＧ、　６Ｂ ＦＩＧ、　９ 補正書の写しく翻訳文）提出書（特許法第１８４条の８）

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．外径が約０．０１０インチより小さく、一方の末端で水平に支持されたコイ ルの１センチメートルの長さ部分が、自重により約２０°より大きくたわむほど に十分な柔軟性を有するコイルを包含する、柔軟な血管閉塞デバイス。 ２．銀、金、パラジウム、プラチナ、タングステン、イリジウム、ステンレス鋼 、またはこれらの合金を包含する、請求項１に記載のデバイス。 ３．プラチナとタングステンとの合金を包含する、請求項２に記載のデバイス。 ４．生体適合性のポリマーを包含する、請求項１に記載のデバイス。 ５．前記生体適合性のポリマーが、放射線不透過性材料により充填される、請求 項４に記載のデバイス。 ６．放射線不透過性マーカーをさらに包含する、請求項４に記載のデバイス。 ７．前記コイルが規則的に巻かれている、請求項１に記載のデバイス。 ８．前記コイルが規則的に巻かれていない、請求項１に記載のデバイス。 ９．前記外径が、０．００１４インチより大きいが約０．００９５インチより小 さい、請求項１に記載のデバイス。 １０．前記外径が、０．００４インチより大きいが約０．００９５インチより小 さい、請求項９に記載のデバイス。 １１．前記外径が０．００４インチから０．００７５インチの間である、請求項 １０に記載のデバイス。 １２．前記コイルが、約０．００２５インチより小さい直径を有するフィラメン トを包含する、請求項１に記載のデバイス。 １３．前記コイルが、０．０００４５インチから０．００２２５インチ未満の間 の直径を有するフィラメントを包含する、請求項１２に記載のデバイス。 １４．前記コイルが、０．０００５インチから０．００２インチの間の直径を有 するフィラメントを包含する、請求項１３に記載のデバイス。 １５．前記コイルが、０．００１インチから０．００２インチの間の直径を有す るフィラメントを包含する、請求項１４に記載のデバイス。 １６．前記コイルが、０．００１インチから０．００２インチの間の長軸、およ び０．０００５インチから０．００１インチの間の短軸を有するリボンを包含す る、請求項２に記載のデバイス。 １７．前記デバイスが、前記コイルの１センチメートルの長さの一方の末端で水 平に支持された場合、自重により約３５°より大きくたわむ、請求項１に記載の デバイス。 １８．前記デバイスの長さが２ｍｍから１２０ｃｍの間である、請求項１に記載 のデバイス。 １９．前記デバイスの長さが３０ｃｍから１２０ｃｍの間である、請求項１３に 記載のデバイス。 ２０．予備形成された形状を有する、請求項１に記載のデバイス。 ２１．前記デバイスを挿入手段から電解により離脱させる手段をさらに包含する 、請求項２に記載のデバイス。 ２２．約０．０１０インチより小さい外径を有するプラチナ製のブレードを包含 する、放射線不透過性で柔軟な血管閉塞デバイス。 ２３．前記デバイスがプラチナとタングステンとの合金を包含する、請求項２２ に記載のデバイス。 ２４．前記外径が０．００１４インチから約０．００９５インチである、請求項 ２２に記載のデバイス。 ２５．前記外径が０．００４インチから約０．００９５インチである、請求項２ ４に記載のデバイス。 ２６．前記外径が０．００４インチから約０．００７５インチである、請求項２ ５に記載のデバイス。 ２７．前記ブレードが、約０．００２５インチより小さい直径を有するワイヤを 包含する、請求項２２に記載のデバイス。 ２８．前記ブレードが、０．０００４５インチから０．００２２５インチ未満の 間の直径を有するワイヤを包含する、請求項２７に記載のデバイス。 ２９．前記ブレードが、０．０００５インチから０．００２インチの間の直径を 有するワイヤを包含する、請求項２８に記載のデバイス。 ３０．前記ブレードが、約０．００１インチの直径を有するワイヤを包含する、 請求項２９に記載のデバイス。 ３１．ブレードとコイルの両方を包含する、請求項２２に記載のデバイス。 ３２．前記ブレードが、０．００１インチから０．００２インチの間の長軸、お よび０．０００５インチから０．００１インチの間の短軸を有するリボンを包含 する、請求項２２に記載のデバイス。 ３３．前記デバイスが、該デバイスの１ｃｍを水平位置に保持した場合、約２０ °より大きく曲がる、請求項２２に記載のデバイス。 ３４．前記デバイスが、該デバイスの１ｃｍを水平位置に保持した場合、約３５ °より大きく曲がる、請求項３３に記載のデバイス。 ３５．前記デバイスの長さが２ｍｍから１２０ｃｍの間である、請求項２２に記 載のデバイス。 ３６．前記デバイスの長さが３０ｃｍから１２０ｃｍの間である、請求項３５に 記載のデバイス。 ３７．約０．０１０インチより小さい外径を有する鎖を包含する、放射線不透過 性で柔軟な血管閉塞デバイス。 ３８．銀、金、パラジウム、プラチナ、タングステン、イリジウム、ステンレス 鋼、またはこれらの合金を包含する、請求項３７に記載のデバイス。 ３９．プラチナとタングステンとの合金を包含する、請求項３８に記載のデバイ ス。 ４０．生体適合性のポリマーを包含する、請求項３７に記載のデバイス。 ４１．前記生体適合性のポリマーが、放射線不透過性材料により充填される、請 求項４０に記載のデバイス。 ４２．放射線不透過性マーカーをさらに包含する、請求項４０に記載のデバイス 。 ３７．前記外径が、０．００１４インチより大きいが約０．００９５インチより 小さい、請求項１に記載のデバイス。 ３８．前記外径が、０．００４インチより大きいが約０．００９５インチより小 さい、請求項３７に記載のデバイス。 ３９．前記外径が、０．００４インチから０．００７５インチの間である、請求 項３８に記載のデバイス。 ４０．前記鎖が、約０．００２５インチより小さい直径を有するフィラメントを 包含する、請求項３７に記載のデバイス。 ４１．前記鎖が、０．０００４５インチと０．００２２５インチ未満の間の直径 を有するフィラメントを包含する、請求項４０に記載のデバイス。 ４２．前記鎖が、０．０００５インチから０．００２インチの間の直径を有する フィラメントを包含する、請求項４１に記載のデバイス。 ４３．前記鎖が、０．０００５インチから０．００２インチの間の直径を有する フィラメントを包含する、請求項４２に記載のデバイス。 ４４．前記鎖が、０．００１インチから０．００２インチの間の長軸、および０ ．０００５インチから０．００１インチの間の短軸を有するリボンを包含する、 請求項３８に記載のデバイス。 ４５．前記デバイスが、該デバイスの１センチメートルの長さの一方の末端で水 平に支持された場合、自重により約２０°より大きくたわむ、請求項３７に記載 のデバイス。 ４６．前記デバイスの長さが２ｍｍから１２０ｃｍの間である、請求項３７に記 載のデバイス。 ４７．前記デバイスの長さが３０ｃｍから１２０ｃｍの間である、請求項４５に 記載のデバイス。 ４８．約０．０１０インチより小さい外径を有するコイル、ブレード、または鎖 を包含する、柔軟な血管閉塞デバイスをヒトの体内に導入する方法であって、管 腔および遠方末端を有するカテーテルをヒトの血管系へと前進させ、該遠方末端 を該血管系内の選択された部位に到達させる工程、該柔軟な血管閉塞デバイスを 該カテーテル管腔を通してそして該カテーテルの遠方末端の外へ導入する工程、 および該柔軟な血管閉塞デバイスを放出する工程を包含する方法。 ４９．前記デバイスを前記カテーテルの遠方末端から液圧により押し出す工程を さらに包含する、請求項４８に記載の方法。 ５０．前記デバイスを放出する工程が電解により行われる、請求項４８に記載の 方法。 ５１．前記選択された血管部位に、大きな直径を有する１つまたはそれより多い 血管閉塞コイル、ブレード、あるいは鎖を導入する前工程をさらに包含する、請 求項４８に記載の方法。 ５２．前記選択された血管部位に、組織接着剤、あるいはポリビニルアルコール フォームまたは化学療法剤の微粒子を含む粒子状塞栓化材料を導入する工程をさ らに包含する、請求項４８に記載の方法。 ５３．前記組織接着剤がシアノアクリレート樹脂である、請求項５２に記載の方 法。 ５４．前記シアノアクリレート樹脂がｎ−ブチルシアノアクリレートである、請 求項５３に記載の方法。 ５５．前記デバイスが、コイル、ブレード状の管、ブレードとコイルとの組み合 せ、または鎖を包含する、請求項４８に記載の方法。 ５６．前記デバイスが規則的に巻かれたコイルである、請求項５５に記載の方法 。 ５７．前記デバイスが規則的に巻かれていないコイルである、請求項５５に記載 の方法。 ５８．前記デバイスが外表面を有し、さらに、該外表面に取り付けられたフィラ メント材料を包含する、請求項５５に記載の方法。 ５９．前記デバイスの外径が０．００１４インチより大きいが約０．００９５イ ンチより小さい、請求項４８に記載の方法。 ６０．前記デバイスの外径が０．００４インチから０．００７５インチの間であ る、請求項５９に記載の方法。 ６１．前記デバイスが、約０．００２５インチより小さい直径を有するフィラメ ントを包含する、請求項４８に記載の方法。 ６２．前記デバイスが、０．０００４５インチから０．００２２５インチ未満の 間の直径を有するフィラメントを包含する、請求項６１に記載の方法。 ６３．前記デバイスが、０．０００５インチから０．００２インチの間の直径を 有するフィラメントを包含する、請求項６２に記載の方法。 ６４．前記デバイスが、０．００１インチから０．００２インチの間の直径を有 するフィラメントを包含する、請求項６３に記載の方法。 ６５．前記デバイスが、０．００１インチから０．００２インチの間の長軸、お よび０．０００５インチから０．００１インチの短軸を有するリボンを包含する 、請求項４８に記載の方法。 ６６．前記デバイスが、該デバイスの１ｃｍを水平位置に保持した場合、自重に より約２０°より大きく曲がる、請求項４８に記載の方法。 ６７．前記デバイスが、該デバイスの１ｃｍを水平位置に保持した場合、自重に より約３５°より大きく曲がる、請求項６６に記載の方法。 ６８．前記デバイスの長さが２ｍｍから１２０ｃｍの間である、請求項４８に記 載の方法。 ６９．前記デバイスの長さが３０ｃｍから１２０ｃｍの間である、請求項６８に 記載の方法。