(57)【要約】【課題】  発泡体基質の塞栓形成装置および塞栓形成システムを提供する。【解決手段】  本発明は人体における通路の中の所定の場所に配置するための医療装置に関し、特に、血管内の所定の場所にカテーテルにより供給されて血管、または動脈瘤またはフィステル等の血管内の欠陥部分を閉塞できる柔軟で拡張可能な塞栓形成装置およびシステムに関する。より詳しく言うと、その塞栓形成装置は、内腔を備えた細長いコイルを備え、そのコイルおよび内腔は、細長い発泡体部材内に少なくとも部分的に埋め込まれていて、その発泡体部材は、いくつかの実施の形態では、柔軟な、生物分解性の、水溶性の、連続気泡型の発泡体材料を含み、その発泡体材料は、塞栓性の特性を備えると共に、細胞が連続気泡型の発泡体の内側へ増殖するようにできる。【選択図】図７
2007021197.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
脈管塞栓形成装置において、
内腔を備えた細長いコイルを備え、
前記コイルおよび内腔が、生物分解性の連続気泡型の発泡体材料を含む細長い発泡体部材内に少なくとも部分的に埋め込まれている、
脈管塞栓形成装置。
【請求項２】
請求項１に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長い発泡体部材が、非圧縮時に、前記細長いコイルの外径よりも０．０１５２ｃｍ（０．００６インチ）以下だけ大きい外径を有する、
脈管塞栓形成装置。
【請求項３】
請求項１に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長い発泡体部材の前記非圧縮時の外径が、前記細長いコイルの外径よりも０．０１０１ｃｍ（０．００４インチ）以下だけ大きい、
脈管塞栓形成装置。
【請求項４】
請求項１に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材の非圧縮時の外径が、０．０４０６ｃｍ（０．０１６インチ）以下であり、
前記細長いコイルの外径が、０．０２５４ｃｍ（０．０１インチ）から０．０３５６ｃｍ（０．０１４インチ）までである、
脈管塞栓形成装置。
【請求項５】
請求項１に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記コイルの前記内腔が、前記発泡体部材で満たされている、
脈管塞栓形成装置。
【請求項６】
請求項１に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が、水が存在する状態または存在しない状態で、柔軟な、かつ、粘着性のポリマー配合物を含む、
脈管塞栓形成装置。
【請求項７】
請求項１に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が弾性的である、
脈管塞栓形成装置。
【請求項８】
請求項１に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長いコイルの全長が、前記細長い発泡体部材内にほぼ埋め込まれている、
脈管塞栓形成装置。
【請求項９】
請求項１に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長いコイルが、プラチナを含む材料で作られている、
脈管塞栓形成装置。
【請求項１０】
請求項１に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長い発泡体部材が、５μｍから５００μｍまでの平均の孔の寸法を有する、
脈管塞栓形成装置。
【請求項１１】
請求項１に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が、ＰＣＬ／ＰＧＡコポリマーを含む、
脈管塞栓形成装置。
【請求項１２】
脈管塞栓形成装置において、
内腔を備えた細長いコイルを備え、
前記コイルおよび前記内腔が、柔軟な、生物分解性の連続気泡型の発泡体材料を含む細長い発泡体部材内に少なくとも部分的に埋め込まれていて、
前記発泡体部材が、塞栓性の特性を有し、かつ、前記連続気泡型の発泡体部材の内部に細胞が増殖するようにでき、
前記発泡体部材が、５μｍから１００μｍまでの平均の孔の寸法を有し、
前記細長い発泡体部材が、非圧縮時に、前記細長いコイルの外径よりも０．０１５２ｃｍ（０．００６インチ）以下だけ大きい外径を有する、
脈管塞栓形成装置。
【請求項１３】
請求項１２に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長い発泡体部材の非圧縮時の外径が、前記細長いコイルの外径よりも０．０１０２ｃｍ（０．００４インチ）以下だけ大きい、
脈管塞栓形成装置。
【請求項１４】
請求項１２に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材の非圧縮時の外径が、０．０４０６ｃｍ（０．０１６インチ）以下であり、
前記細長いコイルの外径が、０．０２５４ｃｍ（０．０１インチ）から０．０３５６ｃｍ（０．０１４インチ）までである、
脈管塞栓形成装置。
【請求項１５】
請求項１２に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記コイルの前記内腔が、前記発泡体部材で満たされている、
脈管塞栓形成装置。
【請求項１６】
請求項１２に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が、水が存在する状態または存在しない状態で、柔軟な、かつ、粘着性のポリマー配合物を含む、
脈管塞栓形成装置。
【請求項１７】
請求項１２に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が弾性的である、
脈管塞栓形成装置。
【請求項１８】
請求項１２に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長いコイルの全長が、前記細長い発泡体部材内にほぼ埋め込まれている、
脈管塞栓形成装置。
【請求項１９】
請求項１２に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が、ＰＣＬ／ＰＧＡコポリマーを含む、
脈管塞栓形成装置。
【請求項２０】
請求項１９に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記コイルの前記内腔が、前記発泡体部材で満たされている、
脈管塞栓形成装置。
【請求項２１】
血管内の欠陥部分を治療するための脈管塞栓形成システムにおいて、
近位側部分、遠位側部分、および、その内側を通過する内腔を画定する外壁部、を備えたカテーテルと、
前記カテーテルの前記内腔の中に摺動可能に配置されて近位端部および遠位端部を有しているプッシャー部材と、
細長いコイル、および、前記コイルの周囲に配置されている弾性的な発泡体、を備えた塞栓形成装置であって、前記発泡体が、多孔性構造を有し、かつ、前記カテーテルの前記内腔よりも小さい外径を有する、塞栓形成装置と、
を具備し、
前記塞栓形成装置が前記カテーテルの遠位側部分における内腔の中に配置されており、前記プッシャー部材の遠位端部が前記塞栓形成装置に係合して、前記プッシャー部材の遠位側への移動により、前記塞栓形成装置が血管内における所定の位置において前記カテーテルの前記内腔から送り出される、
脈管塞栓形成システム。
【請求項２２】
血管内の欠陥部分を治療するための脈管塞栓形成システムにおいて、
近位側部分、遠位側部分、および、その中を延在する内腔を形成している外壁部、を有するカテーテルと、
前記カテーテルの前記内腔の中に摺動可能に配置されて近位端部および遠位端部を有しているプッシャー部材と、
発泡体材料を含む塞栓形成装置であって、前記発泡体材料が、多孔性構造を有し、かつ、前記カテーテルの前記内腔よりも小さい外径を有する、塞栓形成装置と、
を具備し、
前記塞栓形成装置が前記カテーテルの遠位側部分における内腔の中に配置されており、前記プッシャー部材の遠位端部が前記塞栓形成装置に係合して、前記プッシャー部材の遠位側への移動により、塞栓形成装置が血管内における所定の位置において前記カテーテルの前記内腔から送り出される、
脈管塞栓形成システム。
【請求項２３】
血管内の欠陥部分を治療するための脈管塞栓形成システムにおいて、
近位側部分、遠位側部分、および、その中に延在する内腔を形成している外壁部、を有するカテーテルと、
前記カテーテルの前記内腔の中に摺動可能に配置されて近位端部および遠位端部を有しているプッシャー部材と、
細長いコイル、および、前記コイルの周囲に配置されている弾性的な発泡体、を備えた塞栓形成装置であって、前記発泡体が多孔性構造を有する、塞栓形成装置と、
を具備し、
前記塞栓形成装置が前記カテーテルの遠位側部分における内腔の中に配置されており、前記プッシャー部材の遠位端部が前記塞栓形成装置に係合して、前記プッシャー部材の遠位側への移動により、塞栓形成装置が血管内における所定の位置において前記カテーテルの前記内腔から送り出される、
脈管塞栓形成システム。
【発明の詳細な説明】
【開示の内容】
【０００１】
〔関連出願に対するクロス−リファレンス〕
本特許出願は、２００４年２月１０日に出願された米国特許出願第１０／７７５，３９８号の一部継続出願であり、米国特許出願第１０／７７５，３９８号は、２０００年９月１８日に出願され今は米国特許第６，７２３，１０８号である米国特許出願第０９／６６３，７６８号（代理人整理番号：ＣＲＤ０８６９）「発泡体基質の塞栓形成装置（Foam Matrix Embolization Device）」の継続出願である。
【０００２】
〔技術分野〕
本発明は人体の通路内における所定位置に配置するための医療装置に関し、特に、血管内における所定位置にカテーテルにより供給することにより血管または動脈瘤またはフィステル(fistula)のような血管内の欠陥部分を閉鎖できる柔軟な塞栓形成装置およびシステムに関する。
【０００３】
細長いコイルの塞栓形成装置は、血管、または、例えば脳の動脈瘤などの、動脈瘤またはフィステルのような血管内の欠陥部分、を閉鎖するために用いられることが良く知られている。
【０００４】
これらの塞栓コイルは、例えば、０．０３０ｃｍ（０．０１２インチ）程度の、小さい直径を有していて、小さな血管内に入ることができるようになっている。塞栓コイルは、脳神経外科クリッピングを上回る大きな利点を有し、急速に、望ましい標準治療になりつつある。
【０００５】
塞栓コイルは、動脈瘤内に配置され、動脈瘤内で凝固を引き起こし、動脈瘤が破裂するリスクを低減する。動脈瘤は凝血塊によって保護されるようになり、その凝血塊は動脈瘤の容積を占めている。しかし、多くの動脈瘤は、長時間に亘る高血圧の血液によって再疎通する傾向があり、動脈瘤の再疎通が、塞栓コイルの圧縮と共に、動脈瘤の破裂、または、動脈瘤の大きさの拡大、のリスクを再び高める。
【０００６】
より良い生体に作用する塞栓形成装置が必要とされている。本発明の装置は、有効な充填を確実にするように非常に柔軟である。本発明の装置は、さらに、蛋白結合、および、細胞の付着、を増強し、動脈瘤内の細胞の内殖が促進され、生体組織が存在することによって、動脈瘤の再疎通の問題に対する長期間の解決策を提供する。
【０００７】
〔従来技術の説明〕
多年にわたり、人体の脈管内に種々の装置を配置するために柔軟なカテーテルが使用されてきた。このような装置は拡張バルーン、放射線不透過性流体、液体薬剤、およびバルーンおよび塞栓コイルのような種々の閉塞装置を備えている。このようなカテーテル装置の例は「塞栓コイルの配置のための方法および装置（Method and Apparatus for Placement of an Embolic Coil）」を発明の名称とするGeremia他に発行されている米国特許第５，１０８，４０７号、および「動脈、静脈、動脈瘤、脈管奇形および動静脈フィステルにおける血栓の電気的形成のための脈管内において電解的に着脱自在なガイドワイヤ先端部分（Endovascular Electrolytically Detachable Guidewire Tip for the Electroformation of Thrombus in Arteries, Veins, Aneurysms, Vascular Malformations and Arteriovenous Fistulas）」を発明の名称とするGuglielmi他に発行されている米国特許第５，１２２，１３６号に開示されている。これらの特許は所定位置において動脈瘤を治療するため、あるいは血管を閉塞するために人体の脈管内における所定位置において塞栓コイルを供給するための装置を開示している。
【０００８】
脈管内に配置される細長い塞栓コイルは螺旋状に巻かれたコイルの形態を採ることができ、あるいは、不規則に巻かれたコイル、別のコイル内に巻かれているコイル、またはその他の同様のコイル形態を採ることができる。種々のコイル形態の例が「脈管閉塞組立体（Vascular Occlusion Assembly）」を発明の名称とするGianturcoに発行されている米国特許第５，３３４，２１０号および「織地状または編組状の線維被覆材を取り付けた脈管閉塞コイル（Vasoocclusion Coil With Attached Tubular Woven or Braided Fibrous Coverings）」を発明の名称とするPhelps他に発行されている米国特許第５，３８２，２５９号に開示されている。塞栓コイルは一般にプラチナ、金、タングステンまたはこれら金属材の合金を含む放射線不透過性材料により形成されている。特定の場所における血栓形成を助長することにより脈管の中の血流を閉塞するために、任意の場所に数個のコイルを配置する場合が多い。
【０００９】
これまで、塞栓コイルはカテーテルの遠位端部内に配置され、このカテーテルの遠位端部が適当に位置決めされると、コイルが、例えば、ガイドワイヤによりカテーテルの遠位端部から押し出されて所望の場所におけるコイルの放出が可能になっていた。この塞栓コイルの配置方法はＸ線透視による視覚化により行われ、人体の脈管内におけるコイルの移動がモニター可能であり、コイルを所望の位置に配置することができる。
【００１０】
着脱自在のバルーンのような別の塞栓形成装置を脈管または動脈瘤の中に配置することもできる。このようなバルーンは通常において所望の膨張状態に到達した時にバルーンをシールまたは密封するためのバルブ組立体を伴う膨張可能な弾性のバルーンの形態を有している。種々の着脱自在なバルーンの例が「着脱自在のバルーン・カテーテル（Detachable Balloon Catheter）」を発明の名称とするPecenkaに発行されている米国特許第４，５１７，９７９号および「着脱自在のバルーン・カテーテルおよび使用方法（Detachable Balloon Catheter and Method of Use）」を発明の名称とするTucciに発行されている米国特許第４，５４５，３６７号に開示されている。着脱自在のバルーンは一般に柔軟性ポリマーにより形成されており、Ｘ線透視による視覚化用の放射線不透過性溶液により膨張される。数個のバルーンを用いて動脈瘤の空間部分を充填する場合がある。これらのバルーンは一般に動脈瘤の空間部分に一致しないので、バルーンにより充たされていない空間部分が残って不完全な動脈瘤の閉塞状態になる傾向がある。また、しばしばバルーンの弁が漏れて別のバルーンが位置ずれを起こすことにより、次には親動脈を閉塞して深刻な合併症を引き起こす場合がある。
【００１１】
〔発明の概要〕
本発明によれば、脈管塞栓形成装置は、内腔を備えた細長いコイルを含む。そのコイルは、合成ポリマーまたは天然ポリマーから作られた連続気泡型発泡体内に少なくとも部分的に埋め込まれている。より詳しく言うと、コイルは、細長い発泡体部材内に実質的に全体が埋め込まれていて、その発泡体部材は、塞栓性の特性を有すると共に連続気泡型発泡体の内部への細胞の増殖を可能にする、典型的には、柔軟性で、生物分解性の、連続気泡型発泡体材料を含んでいる。その細長い柔軟な発泡体材料は、典型的には、水不溶性で、その非圧縮時の外径は、細長いコイルの外径よりも約０．０１５２ｃｍ（０．００６インチ）以下だけ大きい。好ましくは、細長い発泡体部材の非圧縮時の外径は、細長いコイルの外径よりも約０．０１０２ｃｍ（０．００４インチ）以下だけ大きい。コイルの内腔の一部または全体も、発泡体材料で満たされていてもよい。
【００１２】
したがって、本発明によれば、埋め込まれた細長いコイルを備えた脈管塞栓形成装置は、患者の脈管系の所望の位置に植え込むために、適切なカテーテルを通して摺動する能力を保ちながら、同時に、塞栓性の特性を備えた発泡体材料のかなり大きな表面が提供される。上述したように、発泡体は、細胞が発泡体の内部で増殖するようにでき、塞栓形成装置が、十分な面積の細胞の付着領域を有効にし、同時に、被覆されていない塞栓形成コイルを据え付けるために用いられるカテーテルよりもほとんどまたはまったく長くないカテーテルを通して摺動することができる。好ましくは、非圧縮時の発泡体部材の外径は、約０．０４０６ｃｍ（０．０１６インチ）以下であり、発泡体部材に埋め込まれたコイルの外径は、約０．０２５４ｃｍ（０．０１インチ）から約０．０３５６ｃｍ（０．０１４インチ）である。典型的には、非圧縮時の発泡体部材の外径は、コイルの外径よりも約２５パーセント以下だけ大きく、同時にコイルの内腔は発泡体部材で実質的に満たされている。
【００１３】
いくつかの実施の形態では、発泡体材料は、ポリマー配合物を含み、そのポリマー配合物は、合成のおよび天然由来の両方であってよく、かつ、水が存在する状態または存在しない状態で、柔軟性がありかつ粘着性である、すなわち、望ましく柔らかくかつ柔軟であるためには水和されなければならないヒドロゲルではない。より詳しく言うと、発泡体部材は、弾性的であり、かつ、塞栓性の特性を備えた、さまざまの異なる、生物分解性、水不溶性の連続気泡型発泡体であってよい。
【００１４】
生物分解性のポリマーは、湿った体組織にさらされたときに小さなセグメントに容易に分解する。次に、それらのセグメントは、体によって吸収されるか、または、体を通過する。より詳しく言うと、生物分解されたセグメントは、セグメントが体によって吸収されまたは体を通過して、セグメントの半永久的な痕跡または残留が、体によって維持されないため、半永久的な、慢性の異物反応を誘発しない。
【００１５】
本発明によって用いられる生物分解性のポリマーは、通常の生体適合性の生物分解性ポリマーを含み、それらのポリマーには、脂肪族ポリエステル、ポリアミノ酸、コポリ（エーテル−エステル）、ポリアルキレンオキサラート（polyalkylene oxalates）、ポリアミド、チロシン誘導型ポリカーボネート、ポリ（イミノカーボネート）、ポリオルトエステル、ポリオキサエステル、ポリアミドエステル、アミン基を含むポリオキサエステル、ポリ（酸無水物）（poly(anhydrides)）、ポリフォスファゼン、ポリ（プロピレンフマラート）、ポリ（エステルウレタン）、生体分子（すなわち、コラーゲン、エラスチン、生物分解性デンプン、などのバイオポリマー）、ポリグリコリド（polyglycolides）、ポリラクチド、ポリラクトン、および、それらの混合物、を含む群から選択されたポリマーが含まれる。
【００１６】
本明細書で用いられる場合には、用語「ポリグリコリド(polyglycolide)」は、ポリグリコール酸を含むものとして理解される。さらに、用語「ポリラクチド(polylactide)」は、Ｌ−ラクチド、Ｄ−ラクチド、メソ−ラクチド、それらの混合物、および、その他の成分が５０モルパーセント未満の量で存在する乳酸のポリマーおよびコポリマー、を含むものとして理解される。
【００１７】
現在では、生物分解性ポリマーの中でも、脂肪族ポリエステルが、本発明に基づく発泡体移植片の発泡体部分を形成するのに用いられる。脂肪族ポリエステルは、ホモポリマー、または、線状、分枝状、または、星形構造のコポリマー（ランダム、ブロック、セグメント、テーパーブロック、グラフト、トリブロック、など）、であってよい。脂肪族ホモポリマーおよび脂肪族コポリマーを作るのに適したモノマーは、以下に限定されないが、乳酸（Ｌ−およびＤ−異性体の両方）、ラクチド（Ｌ−、Ｄ−、および、メソ−ラクチドを含む）、グリコール酸、グリコリド、ε‐カプロラクトン、ｐ−ジオキサノン（１，４−ジオキサン−２−オン）、トリメチレンカーボネート（１，３−ジオキサン−２−オン）、および、それらの組み合わせ、を含む群から選択されてよい。
【００１８】
また、弾性コポリマーは、本発明で用いるのにとりわけ有用である。適切な弾性コポリマーは、０．１グラム／デシリットル（０．１ｇ／ｄＬ）のヘキサフルオロイソプロパノール（ＨＦＩＰ）中のポリマーの溶液で、２５℃で測定された場合に、０．８ｄＬ／ｇ以上のインヘレント粘度（inherent viscosity）を備えた弾性コポリマーを含み、いくつかの実施の形態では、約１．２ｄＬ／ｇから約４ｄＬ／ｇまでのインヘレント粘度を備えた弾性コポリマーを含み、別の実施の形態では、約１．４ｄＬ／ｇから約２ｄＬ／ｇまでのインヘレント粘度を備えた弾性コポリマーを含む。さらに、適切なエラストマーは、高い伸び率、および、低い弾性率を示し、同時に、良好な引張強度、および、良好な回復特性を有する。本発明のある実施の形態では、発泡体コンポーネントが形成されるエラストマーは、ある伸び率（すなわち、約２００パーセントより大きく、時には約５００パーセントを超える）を示す。これらの伸び特性および弾性特性に加えて、適切なエラストマーは、約３４４７ｋＰａ（５００ｐｓｉ）よりも大きい引張強度を有し、ある場合には、約６８９５ｋＰａ（１０００ｐｓｉ）よりも大きい引張強度を有し、約８９２．９ｋｇ／ｍ（５０重量ポンド／インチ）より大きい引裂強度を有し、または、約１４２８．６ｋｇ／ｍ（８０重量ポンド／インチ）より大きい引裂強度さえ、有することが望ましい。
【００１９】
例示的な、生物分解性の生体適合性エラストマーには、以下に限定されないが、ε‐カプロラクトンのグリコリドに対するモル比が約３５／６５から約６５／３５までまたは４５／５５から３５／６５までのε‐カプロラクトンおよびグリコリド（ポリグリコール酸を含む）の弾性コポリマー、ε‐カプロラクトンのラクチドに対するモル比が約３０／７０から約９５／５までの、いくつかの実施の形態では３０／７０から４５／５５または約８５／１５から約９５／５までのε‐カプロラクトンおよびラクチド（Ｌ−ラクチド、Ｄ−ラクチド、それらの混合物、および、乳酸ポリマーおよび乳酸コポリマーを含む）の弾性コポリマー、ｐ−ジオキサノンのラクチドに対するモル比が約４０／６０から約６０／４０までのｐ−ジオキサノン（１，４−ジオキサン−２−オン）およびラクチド（Ｌ−ラクチド、Ｄ−ラクチド、それらの混合物、および、乳酸ポリマーおよび乳酸コポリマーを含む）の弾性コポリマー、ε‐カプロラクトンのｐ−ジオキサノンに対するモル比が約３０／７０から約７０／３０までのε‐カプロラクトンおよびｐ−ジオキサノンの弾性コポリマー、ｐ−ジオキサノンのトリメチレンカーボネートに対するモル比が約３０／７０から約７０／３０までのｐ−ジオキサノンおよびトリメチレンカーボネートの弾性コポリマー、トリメチレンカーボネートのグリコリドに対するモル比が約３０／７０から約７０／３０までのトリメチレンカーボネートおよびグリコリド（ポリグリコール酸を含む）の弾性コポリマー、トリメチレンカーボネートのラクチドに対するモル比が約３０／７０から約７０／３０までのトリメチレンカーボネートおよびラクチド（Ｌ−ラクチド、Ｄ−ラクチド、それらの混合物、および、乳酸ポリマーおよび乳酸コポリマーを含む）の弾性コポリマー、および、それらの混合物、が含まれる。例示的な生物分解性の生体適合性エラストマーは、対応するラクトンモノマーの開環重合によって、対応するヒドロキシ酸の重縮合によって、または、これら２つの重合方法の組み合わせによって、一般的に合成されてよいことが、理解されなければならない。
【００２０】
当業者には、適切なポリマーおよびコポリマーの選択がいくつかの要因に応じて変わることが適正に理解されるはずである。発泡体コンポーネントを形成するために用いられる適正なポリマーの選択でより関連のある要因には、生物分解速度（biodegradation kinetics）、インビボの（生体内での）機械的性能、細胞付着、増殖、移動、および、分化に関する物質に対する細胞の反応、および、生体適合性、が含まれる。インビトロ（生体外での）およびインビボのポリマーの作用をある程度規定するその他の関連する要因には、化学組成、成分の空間的な分布、ポリマーの分子量、および、結晶化度、が含まれる。
【００２１】
体内の環境で適切なタイミングで生物分解する材料の基質の能力も重要である。しかし、インビボ状態での生物分解の時間の差は、２つの異なるコポリマーを組み合わせるための基礎とされてもよい。例えば、３５／６５のε‐カプロラクトンおよびグリコリドのコポリマー（比較的急速に生物分解されるポリマー）は、４０／６０のε‐カプロラクトンおよびＬ−ラクチドのコポリマー（比較的ゆっくりと生物分解されるポリマー）と混合されて、発泡体コンポーネントを形成する。用いられる処理方法に応じて、２つの成分は、ランダムに連続した共連続相（bicontinuous phases）であるか、または、２つの成分は、２つの成分の層の間に十分に一体化された界面を備えた積層体タイプの複合材料の形態の、勾配に類似した構成、を有していてもよい。これらの発泡体のミクロ構造は、必要とされる用途に対して最適化される。
【００２２】
ある実施の形態では、ある組成から別の組成へ勾配に類似した構成で遷移する構造を形成するために、ポリマーの混合物を用いることが望ましい。たとえば、ε‐カプロラクトン−コ−グリコリドのエラストマーを、ε‐カプロラクトン−コ−ラクチドに（例えば、モル比が約５／９５で）混合することにより、より柔らかく海綿状の材料から、より硬く、より剛性の材料へ遷移する発泡体が形成される。明らかに、当業者は、別のポリマーの混合物が、同様の勾配の効果を得るために、または、異なる勾配（例えば、異なる生物分解のプロファイル、異なる応力応答のプロファイル、または、異なる弾性の程度）を提供するために用いられてよいことを、適正に理解するであろう。
【００２３】
現在の装置の発泡体コンポーネントを製造する方法には、当業界で知られ用いられているさまざまな方法がある。例えば、それらの製造方法には、凍結乾燥法、超臨界溶媒発泡(supercritical solvent foaming）、不安定物質(fugitives)（例えば、外部からの気体の注入、またはインサイツでの気体の発生(in situ gas generation)）を用いた押し出し成形またはモールド成形による発泡(mold foaming)、抽出可能な材料（例えば、食塩、砂糖、または、類似の適切な材料）を用いた注入成形(casting)、および、それらに類似する方法、がある。
【００２４】
とりわけ有用なのは、フリーズドライ法すなわち凍結乾燥法による発泡体の形成である。凍結乾燥法の利点には、高温の回避があり、したがって、温度に関連する劣化の可能性が最小にされ、かつ、温度感受性の生物活性物質を含有できるようになる。別の利点には、発泡体材料の気孔の寸法および多孔度を制御できることが含まれる。非水性凍結乾燥法はまた、早過ぎる加水分解を引き起こすことがある塩の浸出工程では必要とされる、処理された材料を水に曝露する必要性をなくす。凍結乾燥法は、費用に対して効果が高く、簡単で、製造を容易にする一工程のプロセスであり、食品および製薬産業では広く知られかつ用いられている。
【００２５】
凍結乾燥法は、さまざまな材料から、水である場合が多い（凍結したまたは結晶化した）溶媒を除去するプロセスである。酵素、抗体、および、感応性のある生物学的材料の凍結乾燥は、これらの製品の貯蔵寿命を延ばし、それらの生物学的な活性を保存するための選択方法であることがかなり多い。発泡体の形成手段として実施される場合、凍結乾燥プロセスは、通常、高分子材料が、通常は低い圧力で昇華できる結晶化可能な溶媒に溶けることができることを必要とする。溶媒は水であることもあるが、１，４−ジオキサンのようなその他の溶媒が広く用いられている。この後者の溶媒は、医療上重要な多くのポリマーがこの後者の溶媒に溶けることができるので、発泡体の形成で大きな有用性が見出されている。この後者の溶媒は結晶化可能であり（約１２℃の融点）、そして、この後者の溶媒は、まだ固体である温度において大きな蒸気圧を生み出し、すなわち、その溶媒は低い圧力で昇華できる。
【００２６】
細長いコイルの全長のいくつかの部分のみが、細長い発泡体部材の別々のある長さの部分に埋め込まれていてよいが、別の実施の形態では、細長いコイルの全長が細長い発泡体部材に埋め込まれている。
【００２７】
細長いコイルは、脈管塞栓形成装置として用いられるための通常の材料で作られていてよく、例えば、プラチナ、金、タングステン、チタン、または、それらの適切な合金などで作られていてよい。
【００２８】
いくつかの実施の形態では、細長い発泡体部材は、５μｍから５００μｍまでの平均の孔の寸法を有し、そのような大きさの孔が、連続気泡型の発泡体の内部への細胞の望ましい増殖を可能にする。
【００２９】
本発明では、細長い発泡体部材の大部分のうちの比較的少ない量のみが細長いコイルの外側にあるが、その内部に細長いコイルが埋め込まれた多孔性の発泡体部材は、カテーテル内で本体の圧縮を可能にするために、望ましく弾性的であり（すなわち、約１００％の破断点伸びを有し）、したがって、カテーテル内に配置する場合に圧縮を必要とする。
【００３０】
さらに、柔軟な弾性材料はほとんど欠けることがなく、したがって、体内の他の場所で塞栓を形成する可能性がある破片の発生が回避され、このような破片による塞栓の形成はもちろん非常に望ましくないことである。
【００３１】
この手段によって、容易に配備可能な脈管塞栓形成装置が提供され、その装置は、多孔性の発泡体が蛋白の結合および細胞の付着を増加して組織の内殖を促進するので、再疎通というその後の問題に遭遇する傾向がより少なく、そのことが、再疎通の問題に対する長期間の解決策である。本発明によって、組織の反応が、重篤な血栓溶解性反応を誘発するのではなく、蛋白の結合および細胞の付着が増強されるような形態に調節される。穏やかで調節された炎症反応が誘起され、その反応が繊維性組織への器質化を促進し、望ましい組織の内殖へと導く。さらに、本発明の塞栓形成装置の充填密度は、従来技術のコーティングされていないコイルよりも高く、その理由は、多孔性の層がカテーテルから出るときに拡張し、その本来の圧縮されていない寸法を形成し、そのときの直径が、多孔性の層に埋め込まれているコイルよりも僅かに大きいからである。したがって、動脈瘤のより多くの部分が満たされ、初期の血栓を形成するためのより多くの血液停滞が起こり、動脈瘤の形状の本来の外形が補われ、より良好な結果が得られる。
【００３２】
好ましくは、本発明のコーティング組成物は、ε‐カプロラクトンおよびグリコリド（本明細書ではＰＣＬ／ＰＧＡと呼ばれる）の公知の弾性的な発泡コポリマーを含む。コラーゲンベースのコーティングと異なり、ＰＣＬ／ＰＧＡコーティングは、血栓溶解促進性（pro-thrombolitic）ではなく、したがって、外科医が塞栓形成装置を配備のための正確な位置決定を行えるようにする。さらに、ＰＬＣ／ＰＧＡコーティングは、首尾一貫した配備を提供でき、コイルの物理的な特性を有意に変えることはない。炎症促進性反応の程度は、コイルにコーティングされるポリマーの量および組成を変えること、組成物の種類を変えること、または、低分子量のグリコリドまたはグリコール酸モノマーを加えること、によって制御できる。
【００３３】
本発明で用いられる細長いコイルは、大まかにいって金属製であり、例えば、画像誘導システムを用いて、神経血管系の空間部分内に導入される。コイルは、動脈瘤のような空間部分に容易に一致するランダムなまたは螺旋形の形状を達成するように、製造中に予備成形されている。患者の脈管系内の適切な位置に配備された後、コイルは、通常の手段によって、カテーテルなどの導入システムから切り離される。コイルは、その予備成形された形状をおおむね維持し、動脈瘤またはその類似物の充填の完全性を確実にし、コイルが動脈瘤嚢から脈管へ移動する機会を減らす。
【００３４】
発泡体の多孔性ポリマーは、公知の物理的または化学的手段によって、作られてよい。しかし、埋め込まれた細長いコイルを備えた多孔性の脈管塞栓形成装置の好ましい製造方法は、上記発泡体部材を作るための望ましいポリマーのほぼ均質な溶液（コロイドのような分散を含む）を作る過程と、コイルを管状の成形型内に配置し、その成形型を上記ポリマー溶液で満たす過程と、成形型をこのポリマー溶液が相に分離するのに望ましい冷却速度で冷却する過程と、上記ポリマー溶液を凍結乾燥（真空乾燥）して、本質的に昇華または蒸発によって溶媒を除去し、その中に上記コイルが埋め込まれた細長い発泡体部材を形成する過程と、を具備する。
【００３５】
乾燥過程またはアニール過程が、その中にコイルが埋め込まれた、貯蔵寿命が長い、溶媒を含まない、安定した、細長い発泡体部材を提供するために、必要な場合には、用いられてもよい。細長い発泡体部材の、多孔度（孔密度）、孔の寸法、および、表面積は、ポリマー溶液の濃度、使用される具体的なポリマー溶媒システム、冷却速度、および、処理中にコイルが存在する管の内径に対するコイルの外径の比率、のようなプロセス変数によって、制御される。
【００３６】
多孔性のコイルを生み出す別の方法は、可溶性の塩のような不安定化合物の導入を含んでいてよく、その不安定化合物は、実際には溶媒ではなく、ポリマー溶液またはポリマー溶融液に混ぜられて、装置がコーティングされまたは成形型に充填され、続いて乾燥または冷却された後に、その不安定化合物は、水などの適切な溶媒内に溶解されることによって除去される。そのような材料は、本発明を定義するために、本明細書では、「溶媒(solvent)」であるとみなされる。
【００３７】
それに代わって、不安定化合物は、泡を形成することによって発泡体を作り出すための、発泡剤であってもよい。
【００３８】
さらに、細長い発泡体部材の多孔性ポリマーは、治療剤を調節して放出するための貯蔵所として作用することもある。例えば、走化性の薬剤が、細胞の活性を生み出すために提供されてよい。
【００３９】
本発明の別の態様では、コーティングされた脈管塞栓形成装置を製造する方法が提供され、その方法は、コーティングされていない脈管塞栓形成コイルを、不活性の典型的にはプラスチック製の管（成形型として作用する）内に挿入する過程と、管に、コイルをコーティングするための材料のほぼ均質な溶液を満たす過程と、溶液を凍結させて、多相の凍結したかたまりを管内に形成する過程と、管内に凍結したかかたまりを凍結乾燥させて、凍結したかたまりから溶媒を除去し、コイル上に多孔性コーティングを形成する過程と、を具備する。形成されたコーティングは、上述された利点のために、現在の好ましい実施の形態では、連続気泡型のコーティングであってよい。
【００４０】
いくつかの実施の形態では、不活性のプラスチック製管は、約０．０３３０ｃｍ（０．０１３インチ）から約０．０７６２ｃｍ（０．０３インチ）までの直径を有している。脈管塞栓形成コイルは、約０．０２５４ｃｍ（０．０１インチ）から約０．０５０８ｃｍ（０．０２インチ）までの直径を有する。
【００４１】
コーティング材料は、現在の好ましい実施の形態では、ＰＣＬ／ＰＧＡコポリマーを本質的に含んでいる。
【００４２】
管内に含まれている溶液は、凍結または冷却する過程では、氷水、ドライアイスおよびメタノールの混合物、液体窒素、または、その他の低温流体、の中で凍結される。
【００４３】
上述したように、細長いコイルは、プラチナ、および、その他の上記のもの、のような塞栓コイルに用いられる通常の材料で作られていてよい。
【００４４】
さらに、本発明の態様の一例によれば、脈管塞栓形成システムはカテーテル、プッシュ・ロッド、および塞栓形成装置を備えている。この塞栓形成装置は発泡体スリーブにより囲まれている塞栓形成コイルの形態を採る。この発泡体スリーブは一定の水和状態における通常の拡張された直径を有するが、圧縮可能であり、拘束状態において圧縮された状態に維持できる。この発泡体スリーブが水和して無拘束状態である時に、この発泡体スリーブはその通常の拡張された直径に戻る。上記塞栓形成装置は上記カテーテルの内腔の中に配置される。上記プッシュ・ロッドは上記カテーテルの内腔の中に摺動可能に受容されて塞栓形成装置に係合する。このプッシュ・ロッドの遠位側への移動により、塞栓形成装置が血管内の所定位置においてカテーテルの内腔から送り出される。
【００４５】
いくつかの実施の形態では、血管内の欠陥部分を治療するための脈管塞栓形成システムが提供され、そのシステムは、近位側部分、遠位側部分、および、その内部を通過する内腔を画定する外壁部、を備えたカテーテルと、カテーテルの内腔の中に摺動可能に配置されて、近位端部および遠位端部を備えた、プッシュ・ロッドと、第２の螺旋形の形状に形成された細長い螺旋形のコイル、および、コイルの周囲に配置された円筒形の発泡体スリーブ、を備えた塞栓形成装置であって、円筒形の発泡体スリーブが、水和した通常の拡張した直径、および、より小さい拘束された直径、を有し、拘束されずかつ水和しているときに、円筒形の発泡体スリーブが、通常の拡張した直径に戻る、塞栓形成装置と、を具備する。塞栓形成装置は、カテーテルの遠位側部分の内腔内に配置されてよい。プッシュ・ロッドの遠位端部は、塞栓形成装置と係合して、プッシュ・ロッドの遠位側への動きが、塞栓形成装置が血管内の予め選択された位置でカテーテルの内腔から出るようにする。
【００４６】
塞栓形成装置は、放射線不透過性材料、および／または、治療剤、を含んでいてよい。また、円筒形の発泡体スリーブは、カテーテルの内腔の直径より大きい通常の拡張した直径を有していてよく、または、その代わりに、カテーテルの外径より小さい通常の拡張した直径を有していてよい。
【００４７】
円筒形の発泡体スリーブは、コイルに結合される成形可能な発泡体材料であってよい。円筒形の発泡体スリーブは、いくつかの実施の形態では、ヒドロゲルを含んでいてもよい。塞栓形成装置は、少なくとも一つの繊維のような、補強材料をも含んでいてよい。
【００４８】
塞栓形成装置は、その通常の非圧縮時の形状が包旋形状(convoluted shape)をとることもある。
【００４９】
本発明の別の態様において塞栓形成システムが提供され、当該システムは塞栓形成装置を備えており、当該塞栓形成装置は塞栓形成コイルの形態であり、当該塞栓形成コイルは成形可能な材料により作成した発泡体スリーブにより含浸されてこれにより囲まれている。好ましくは、上記の発泡体スリーブは上記コイルの内腔の中に延在している。
【００５０】
本発明の別の態様において塞栓形成システムが提供され、当該システムは塞栓形成コイルおよび当該コイルに結合している発泡体スリーブを有する塞栓形成装置を備えている。この塞栓形成装置は螺旋の形態を採る。この塞栓形成装置は概ね直線状の形態でカテーテルの内腔の中に配置されるが、カテーテルの遠位側内腔から送り出される時に、この塞栓形成装置は緩和状態の螺旋形状に戻る。あるいは、この塞栓形成装置は包旋形状（convoluted shape）の形態を採る。
【００５１】
本発明の別の態様によれば、塞栓形成コイルおよび当該コイルの周囲に配置されている発泡体スリーブを有する塞栓形成装置が提供される。この発泡体はヒドロゲルの形態を採り、上記の塞栓形成装置は一定の治療剤を供給して特定の治療様式における作用効果を改善するために使用できる。この治療剤の選択は主に脈管の異常に対して選択される特定の治療に応じて決まる。動脈瘤の治療においては、この治療剤は動脈瘤における内皮形成(endothelializatin)および永久閉塞を促進するための線維芽細胞成長因子（ＦＧＦ）または脈管内皮成長因子（ＶＥＧＦ）のような成長因子とすることができる。別の治療剤として、動静脈奇形の治療を補助するための放射性材料が含まれる。さらに別の材料として、腫瘍を取り除くために使用される薬物が含まれる。
【００５２】
本発明のさらに別の態様によれば、塞栓形成コイルおよび当該コイルの周囲に配置されている放射線不透過性の発泡体スリーブを有する塞栓形成装置が提供される。この塞栓形成装置はプラチナまたはタングステン合金等の放射線不透過性の材料により作成した塞栓形成コイルを使用することによりＸ線透視法において視覚化できる。あるいは、上記の発泡体スリーブはタンタルまたはタングステンのパウダー等の放射線不透過性の充填材料またはRENOGRAFFINのようなコントラスト用媒体において一般に使用される放射線不透過性のヨウ素を混入させることにより放射線不透過性にすることができる。このような放射線不透過性の材料は医療処理中における塞栓形成装置の視覚化を補助する。
【００５３】
本発明のさらに別の態様において、塞栓形成コイルおよび当該コイルに結合している発泡体スリーブを有する塞栓形成装置が提供される。上記の塞栓形成コイルは少なくとも２箇所で固定されていて当該コイルの内腔の中に延在してコイルの延伸を減少する１本以上の補強用ファイバーを含有できる。あるいは、上記の発泡体スリーブは延伸に対して抵抗する比較的長いファイバーまたはスポンジの機械的構造における完全性を向上するための比較的短いファイバーまたは粒子のような、発泡体内に分散する補強材料を含有できる。
【００５４】
本発明の別の態様によれば、発泡体スリーブにより囲まれている塞栓形成コイルを有する塞栓形成装置が提供される。上記の発泡体スリーブは水和状態の通常の拡張された直径を有するが、圧縮可能であり、拘束状態において圧縮された状態に維持できる。上記の発泡体スリーブが水和状態で無拘束状態である時に、当該発泡体スリーブはその通常の拡張された直径に戻る。一般的に、この発泡体スリーブにおける通常の拡張された直径はカテーテルの内腔の直径よりも大きい。
【００５５】
本発明の別の態様によれば、連続気泡型の弾性的な発泡体カバーに取り囲まれた塞栓形成コイルを含む塞栓形成装置が提供される。発泡体カバーは、カテーテルの内腔よりも典型的には小さい通常の直径を有する。発泡体カバーは、また、塞栓形成コイルの内側の内腔に延在していてよい。
【００５６】
本発明のさらに別の態様によれば、弾性特性を備えた発泡体類似のポリマーネットワークによって取り囲まれた塞栓形成コイルを含む塞栓形成装置が提供される。発泡体類似のポリマーネットワークは、連続気泡型多孔質の構造を有し、カテーテルの内腔よりも典型的には小さい通常の直径を有する。発泡体類似のポリマーネットワークは、または、塞栓形成コイルの内側の内腔に延在していてよい。
【００５７】
本発明のさらに別の態様によれば、発泡体スリーブにより囲まれている塞栓形成コイルを有する塞栓形成装置が提供される。この発泡体スリーブは水和状態の通常の拡張された直径を有するが、圧縮可能であり、拘束状態において圧縮された状態に維持できる。上記の発泡体スリーブが水和状態で無拘束状態である時に、当該発泡体スリーブはその通常の拡張された直径に戻る。一般的に、この発泡体スリーブにおける通常の拡張された直径は塞栓形成装置を供給するために使用するカテーテルの直径よりも小さい。
【００５８】
本発明の別の態様によれば、プッシュ・ロッド、カテーテル、および塞栓形成装置を備えている脈管塞栓形成システムが提供される。この塞栓形成装置は細長い柔軟な円筒形の弾性発泡体の形態を採る。この発泡体は通常の水和状態において拡張された直径およびこれよりも小さい拘束状態における直径を有する。この発泡体が無拘束状態で水和状態の時に、当該発泡体はその通常の拡張された直径に戻る。この細長い柔軟な発泡体はその通常の水和状態における直径よりも少なくとも１０倍以上の長さを有する。
【００５９】
本発明の別の態様によれば、細長い柔軟な発泡体の形態を有する塞栓形成装置が提供される。この発泡体はヒドロゲルの形態を採ることができる。この発泡体は治療剤を供給して特定の治療様式における作用効果を改善するために使用できる。
【００６０】
本発明のさらに別の態様において、細長い柔軟な円筒形の発泡体の形態を有する塞栓形成装置が提供される。この発泡体の機械的構造の完全性を高めるために、当該発泡体は補強材料を含有できる。この補強材料は発泡体内に混合される１本以上の比較的長いファイバーとすることができ、あるいは、当該発泡体内に分散される比較的短いファイバーまたは粒子の形態を採ることができる。
【００６１】
本発明のさらに別の態様において、細長い柔軟な発泡体の形態を有する塞栓装置が提供される。この発泡体はタンタルまたはタングステンのパウダー等の放射線不透過性の充填材またはRENOGRAFFINのようなコントラスト用媒体において一般に使用されている放射線不透過性のヨウ素を混入することによりＸ線透視法において視覚化することができる。このような放射線不透過性の材料は医療処理中における塞栓形成装置の視覚化を補助する。
【００６２】
本発明のさらに別の態様において、プッシュ・ロッド、カテーテル、および塞栓形成装置を備えている塞栓形成システムが提供される。この塞栓形成装置は通常の拡張した直径よりも少なくとも１０倍の延伸された状態の長さを有する細長い弾性で柔軟な発泡体の形態を採る。この発泡体は螺旋形状を有する。上記の塞栓形成装置は概ね直線状の形態で上記カテーテルの内腔の中に配置される。上記プッシュ・ロッドはカテーテルの内腔の中に摺動可能に配置されて塞栓形成装置に係合する。このプッシュ・ロッドの遠位側への移動により、塞栓形成装置はカテーテルの内腔から送り出される。さらに、塞栓形成装置がカテーテル内腔の遠位側部分から送り出されて血管の中に入ると、この塞栓形成装置はその緩和された螺旋形状に戻る。あるいは、動脈瘤のような血管における欠陥部分を治療する場合に、この塞栓形成装置は一定の好ましい包旋形状を有することができる。
【００６３】
本発明の別の態様において、プッシュ・ロッド、カテーテル、および塞栓形成装置を備えている塞栓形成システムが提供される。この塞栓形成装置は細長い柔軟な弾性の円筒形発泡体の形態を採る。この発泡体は水和状態における通常の拡張された直径および拘束状態における比較的小さい圧縮された直径を有する。この発泡体における通常の拡張された直径はカテーテルの内腔の直径よりも大きくすることができる。
【００６４】
本発明の別の態様によれば、プッシュ・ロッド、カテーテル、および塞栓形成装置を備えている塞栓形成システムが提供される。この塞栓形成装置は細長い柔軟な弾性の円筒形発泡体の形態を有する。この発泡体は水和状態における通常の拡張された直径および拘束状態における比較的小さい圧縮された直径を有する。この発泡体材料の通常の拡張された直径は上記塞栓形成装置を供給するために使用するカテーテルの直径よりも小さくすることができる。
【００６５】
本発明のさらに別の態様によれば、プッシュ・ロッド、カテーテル、および塞栓形成装置を備えている脈管塞栓形成システムが提供される。この塞栓形成装置は柔軟なワイヤおよび当該ワイヤの周囲に配置されている弾性の発泡体スリーブを有している。この発泡体スリーブは通常の水和状態における拡張された直径およびこれよりも小さい拘束状態における直径を有し、無拘束状態および水和状態において、この発泡体スリーブはその通常の拡張された直径に戻る。
【００６６】
〔具体的な実施の形態の説明〕
図１は脈管塞栓形成システム１０の第１の実施形態を示している図である。この脈管塞栓形成システム１０は近位側ハブ１４を有するカテーテル１２、プッシュ・ロッド１６、および塞栓形成装置１８を備えている。塞栓形成装置１８はカテーテル１２の遠位側部分における内腔の中に配置されている。プッシュ・ロッド１６は塞栓形成装置１８よりも近位側においてカテーテル１２の内腔の中に摺動可能に配置されている。
【００６７】
図２Ａおよび図２Ｂは塞栓形成装置１８の軸方向に沿う概略図およびその断面図をそれぞれ示している。この塞栓形成装置１８は発泡体スリーブ２２により囲まれている塞栓形成コイル２０により構成されている。塞栓形成コイル２０は特定の血管を縮小または閉鎖するために一般に使用されている種類のコイルである。必要とされる柔軟性および利用するカテーテル・システムに応じて、塞栓形成コイル２０の直径は約０．０５１ｍｍ（０．００２インチ）から３．８１ｍｍ（０．１５０インチ）の範囲にすることができ、約０．１５２ｍｍ（０．００６インチ）から１．３２ｍｍ（０．０５２インチ）の範囲が好ましい。塞栓形成コイル２０を作成するために使用する材料はポリマー、金属、またはフィラメントの形態の複合材料を含む。ナイロン、ポリエステル、コラーゲン、ポリビニルアルコール、またはポリビニルアルコールまたはポリビニルピロリドンのヒドロゲルを含む広範囲な種々のポリマーが塞栓形成コイルの作成に適している。また、プラチナ、金およびニッケル−チタン合金等の生体適合性（biocompatible）であり所望の柔軟性を示す金属材料が塞栓形成コイルを形成するために使用される場合も多い。好ましい材料はプラチナ合金により形成した金属材料である。発泡体スリーブ２２は熱的手段、接着剤、または機械的手段により塞栓形成コイル２０に固定した発泡体材料である。図２Ｂに示すように、塞栓形成装置１８は断面で示されている。発泡体スリーブ２２は生体適合性の材料により形成されている。好ましい実施形態およびこれに代わる実施形態において使用する場合の発泡体は一般的にポリマーであり、コラーゲン、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ポリビニルピロリドン（ＰＶＰ）、ポリウレタンまたはポリエーテルポリカーボネート等の多くの材料により形成できる。好ましい実施形態において、発泡体スリーブ２２は液体成分を用いてコイル２０の周囲に成形され、この液体成分は米国特許第４，５５０，１２６号において記載されているように凍結乾燥法によって処理されて固体の柔軟な発泡体を形成する。好ましくは、この発泡体材料はコイル２０の内腔の中まで延在している。これら発泡体の構造的完全性および機械特性を改善するために、補強材料をこの発泡体に混合できる。一般に、補強材料は高強度の柔軟なファイバーの形態であるが、粒子も使用可能である。一般に、これらの発泡体は水和状態における通常の拡張された直径およびこれよりも小さい拘束状態における圧縮された直径を有する。これらの発泡体は柔軟で弾性を有しており、無拘束状態で十分に水和された状態において、これらはその通常の拡張された直径に戻る。好ましい実施形態における任意の発泡体の直径は使用するカテーテルおよび閉塞される脈管に主に依存するが、一般に、約０．０１ｍｍから２０ｍｍ、好ましくは約０．１ｍｍから５ｍｍの範囲内である。発泡体スリーブ２２のような各発泡体の構造は連続気泡型、独立気泡型、またはこれら両方の組み合せとすることができるが、連続気泡型であるのが好ましい。Ｘ線透視法における発泡体の可視性を向上するために、プラチナ、タングステン、タンタル、金、バリウムまたはヨウ素等の放射線不透過性の材料を発泡体に混合または結合でき��。当業者において理解できるように、上記の発泡体はＰＶＡ、ＰＶＰ、コラーゲン等の生体適合性ヒドロゲルにより構成して治療剤の供給に適合させることができる。これらの治療剤には、治療放射線を供給するための放射性粒子、ＶＥＧＦまたはＦＧＦ等の成長因子、化学療法用治療剤およびその他の腫瘍治療剤が含まれる。
【００６８】
図３および図４は本発明の別の実施形態を示している図である。図３に示す第１の別の実施形態において、発泡体スリーブ要素２６および発泡体スリーブ要素２８がコイル２４の周囲に配置されている。これらの発泡体スリーブ要素２６および発泡体スリーブ要素２８は上述した材料および方法によりコイル２４上に形成されている。当業者において理解できるように、これら発泡体要素の長さおよびコイルの長さにのみ発泡体スリーブ要素の数が制限される。発泡体スリーブ要素２６および発泡体スリーブ要素２８は一般に円筒形の形状を有している。上記第１の別の実施形態の変形例はコイルの周囲に配置した発泡体スリーブ要素を有しており、この場合の１個の発泡体スリーブ要素の長さはコイルの端部から遠位側に相当に延出している。すなわち、この発泡体の長さはコイルの端部から当該コイルの長さの約１０倍から５００倍の範囲、好ましくはコイルの長さの約２０倍から３００倍の範囲で延出している。
【００６９】
図４に示す第２の別の実施形態において、発泡体スリーブ３２はコイル３０の周囲に配置されている。このコイル３０は螺旋形状に形成されているために、発泡体スリーブ３２もこの螺旋形の形状を採っている。あるいは、コイル３０は直線状の形態にすることも可能であり、これを螺旋形の成形型の中に入れて、このコイル３０の周囲に発泡体スリーブ３２を成形することにより螺旋形の形状にできる。当業者において理解できるように、コイル３０は血管または脈管の奇形部分を閉塞するために適している複合的な形状、包旋形状、球形、円錐形、螺旋形またはその他の任意の形状にすることができる。
【００７０】
図５は第３の別の実施形態を示す図であり、この場合における脈管塞栓形成システムの塞栓形成装置は細長い発泡体材料３４である。本発明の細長い発泡体材料３４は連続気泡型であるが、変形例として独立気泡型またはこれら両方の組み合せを含むことができる。この細長い発泡体材料３４は一般に一次的な長い円筒形の形状を有している。当業者において理解できるように、この長い円筒形の形状は供給または閉塞を補助するのに適合した螺旋形、円錐形、球形、複合形状、または包旋形状を含む二次的な形状を有しうる。上記の細長い発泡体材料３４の長さはその一次的な直径の少なくとも１０倍であるが、その一次的な直径の１５倍よりも大きいことが好ましい。
【００７１】
図６Ａ、図６Ｂおよび図６Ｃは血管内における脈管塞栓形成システム１０の一連の位置決めおよび展開または配備の動作を示している図である。図６Ａは塞栓形成のために選択された血管３６の中に適当に位置決めされたカテーテル１２を示している図である。プッシュ・ロッド１６および塞栓形成装置１８がカテーテル１２の内腔の中に導入されている。その後、プッシュ・ロッド１６が遠位側に移動することにより塞栓形成装置１８がカテーテル１２の遠位側部分に向けて進行する。さらに、プッシュ・ロッド１６が遠位側に移動して、塞栓形成装置１８がカテーテル１２の内腔から送り出される。図６Ｂおよび図６Ｃに示すように、塞栓形成装置１８はカテーテル１２の内腔から送り出されて、発泡体スリーブ２２が拡張している。発泡体スリーブ２２が脈管内においてその水和状態における通常の拡張された直径まで拡張するので、脈管が閉鎖できる。図６Ｄに示された本発明の別の実施の形態では、塞栓形成装置１８の発泡体スリーブ２２は、カテーテル１２の内腔よりも小さい通常の拡張した直径を有し、塞栓形成装置１８がカテーテル１２の内腔の外に出たときに、発泡体スリーブ２２が既にその拡張した直径になっているようにされている。
【００７２】
図７は、脈管塞栓形成装置４０を示していて、塞栓形成装置４０は、螺旋形の塞栓コイル４２を含み、塞栓コイル４２は、プラチナまたはその類似物で作られていてよく、例えば０．０３０５ｃｍ（０．０１２インチ）の外径といった、塞栓コイルの通常の寸法を有していてよい。そのような塞栓コイルは、脳の動脈瘤の治療に用いられる。
【００７３】
塞栓コイル４２の一部のみが図示されている。典型的な塞栓コイルは、１０ｃｍ程度の長さであり、自然に集まって材料の塊となり、動脈瘤嚢またはその類似物内に塞栓コイルが維持されるのを容易にしている。脈管塞栓形成装置が図面では直線状で示されているが、実際には、塞栓形成装置は、具体的な治療で望まれる形態である非直線状の形状を自然に呈する傾向がある。
【００７４】
細長いコイル４２は、細長い発泡体部材４４内に埋め込まれているように図示されていて、発泡体部材４４は、コイル４２の内腔を占めていて、さらに、典型的には、コイル４２の巻き線の間から外向きに延出していて、コイル４２の内腔を占める内側の発泡体部分４４で見出されるのと同じ発泡体材料の比較的薄い外側のコーティング４６を形成する。この実施の形態では、外側の発泡体層４６の厚みは、コイル４２の巻き線を越えて全ての側面で約０．００２５４ｃｍ（０．００１インチ）延出していて、かつ、内側の発泡体の本体４４と結合されている。したがって、そのような塞栓形成装置は、カテーテル内で摺動することができ、カテーテル内での過剰な量の摩擦を生み出さずに、ほぼ円筒形の発泡体層４６を圧縮し、コイル４２と類似したコーティングのない塞栓コイルを据え付けるために用いられるカテーテルと比べて、カテーテルはその内径が僅かに拡張されているか、全く拡張されていない。コイル４２の内腔に存在する内側の発泡体の本体４４をより良好に示すために、コイル４２の一部が図７では省略されているが、実際には、コイル４２は図７の全長にわたって延在している。
【００７５】
発泡体の本体４４，４６は、塞栓コイルのコーティングのための公知の材料である、約３６重量％のＰＣＬおよび約６４重量パーセントのＰＧＡのコポリマーで作られた、連続気泡型の多孔性発泡体であってよい。その他の比率のＰＣＬおよびＰＧＡが用いられてもよい。
【００７６】
使用される材料の連続気泡の気孔は、５μｍから５００μｍまでの平均の孔の寸法を有していてよく、体細胞がこの連続気泡型発泡体の気孔のネットワークを通って発泡体の内側へ移動し増殖できる、塞栓形成装置を提供する。固体の発泡体材料は、増殖細胞を受け入れ保持するための基盤を形成する。さらに、発泡体は、生物分解性で、発泡体材料が増殖する組織によって緩やかに置換されるようになり、その結果、時間の経過と共に、組織が動脈瘤嚢全体にわたって増殖し、動脈瘤がより安定して固定され、再疎通および動脈瘤に関する危険な状態の再発の可能性が低減される。
【００７７】
コーティングのない金属製の塞栓形成コイルと比較すると、図１のものと同様の塞栓形成装置は、２時間の間の線維芽細胞の付着の、およそ３３％以上での、著しい増加を表している。また、図１のものと同様の塞栓形成装置では、フィブロネクチンの結合も増加していて、対応するコーティングのない金属製の塞栓形成コイルよりも、３倍またはそれ以上の増加が示されている。
【００７８】
これらの改善が、対応するコーティングのない金属製の塞栓コイルと比較して、本発明の脈管塞栓形成装置によって、より良好な細胞の増殖を結果としてもたらす。
【００７９】
図８を参照すると、本発明による塞栓形成装置の製造方法で用いられる過程の模式的なフロー図が示されている。長さ１０ｃｍのプラチナ製の塞栓コイル４２ａが、０．０５５９ｃｍ（０．０２２インチ）の内径を備えた長さ１２ｃｍのポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）製の管５０の中に挿入される。図８は、直線状の塞栓コイル４２ａを示しているが、実際には、塞栓コイルは多くの湾曲部およびねじれ部を有していてよく、小さな束またはかたまりに自然に折りたたまり、したがって、管５０内に保持されているときに正確には直線状でないであろう。ある実施形態では、コイル４２ａを収容した結果的な管５０は、フィッシャー・サイエンティフィック・カンパニー（Fisher Scientific Company）からの１，４−ジオキサン中に溶解された３６％ＰＣＬ／６４％ＰＧＡのコポリマーの５％（重量／重量）の溶液で満たされる。管５０の内腔が完全に満たされると、管は、液体窒素５４を収容したコンテナ５２内に５分間浸漬される。溶液が液体窒素によって凍結されると、ＰＣＬ／ＰＧＡコポリマーと１，４−ジオキサンとの間に相分離が起こる。次に、管５０および凍結した溶液が、−１７℃に予備冷却された、アルミニウム製の成形型、または、金属製のオープンラック、皿、または、プレート５８に配置される。アルミニウム製の成形型またはラックが、真空の下で、凍結乾燥（フリーズドライ）チャンバ内に貯蔵されて、１，４−ジオキサンが管５０の内腔の外に蒸発して、ＰＣＬ／ＰＧＡポリマーが多孔性発泡体として塞栓コイル４２ａの内側および外側に保持された状態で残される。そのなかにコイル４２ａが埋め込まれたＰＣＬ／ＰＧＡの結果としての塊は、連続気泡型の発泡体を含む。
【００８０】
上記の開示内容、および、以下の実施例、は、例示の目的のみのものであり、本発明の範囲を限定することを意図するものではなく、本発明の範囲は、特許請求の範囲に記載されている。
【００８１】
実施例１．ポリマー溶液の準備
１，４−ジオキサン中のε‐カプロラクトン／グリコリドのコポリマーの１％（重量／重量）の溶液が、以下のように準備された。アメリカン・ポリマー・インコーポレイテッド（American Polymer Incorporated）（アメリカン・ポリマー・インコーポレイテッド(American Polymer Inc.)バーミンガム、アラバマ州（Birmingham, AL））から得られる１．５グラムの３６／６４ポリ（ε‐カプロラクトン−グリコール酸）コポリマーが、２５０ミリリットルのスクリューキャップ付のエルレンマイヤーフラスコ内の１４８．８グラムの１，４−ジオキサン（フィッシャー・サイエンティフィック（Fisher Scientific）、ラリタン、ニュージャージー州（Raritan, NJ））に加えられた。その混合物が、温度制御された加熱プレートの上に設置された６０℃の水槽内で４時間にわたって攪拌された。そのポリマー溶液が、非常に粗い円筒濾紙(thimble filter)を通して濾過されて、全ての溶解されていない固体が除去された。
【００８２】
実施例２．フリーズドライ法を用いた３６／６４のＰＣＬ／ＰＧＡ発泡体付のコイルの製造
１０ｃｍの塞栓コイルが、塞栓コイルよりも２センチメートル長いポリテトラフロオロエチレン（ＰＴＦＥ）製の管（内径０．０３８ｃｍ（０．０１５インチ）、ゼウス・インダストリアル・プロダクツ・インク（ZEUS Industrial products, Inc.）、オレンジバーグ、サウスカロライナ州（Orangeburg, SC））に挿入された。管は成形型として使用された。コイルを収容した管の成形型は、３０ゲージの注射針が取り付けられたガラス製の注射器を用いて、実施例１で記載された１，４−ジオキサン中のε‐ポリカプロラクトン／グリコリド（ＰＣＬ／ＰＧＡ）のコポリマーの１％（重量／重量）の溶液で満たされた。コイルを収容した管の成形型および溶液が、溶液がコイルの直径の間（inter-diameter of the coil）、巻き線同士の間、および、コイルの内腔、に確実に入るようにするために、超音波処理槽（ブランソン（BRANSON）、モデル３２１０Ｒ−ＤＴＨ、ダンベリー、コネチカット州（Danbury, CT）の）内で約５分間にわたって超音波処理された。超音波処理の間に発生した泡は、新しいポリマー溶液と交換された。次に、管の成形型が、約５分間にわたって液体窒素によって凍結され、フリーズドライ装置（凍結乾燥ユニット）（ＦＴＳ・システムズ（FTS Systems）、モデルＴＤ３Ｂ２Ｔ５１００、ストーンリッジ、ニューヨーク州（Stone Ridge, NY））の予め冷却された（−１７℃）棚に配置された。以下の凍結乾燥サイクルが用いられた。
温度（℃）          圧力（パスカル（ミリトル））            保持時間（分）
−１７              周囲圧力                                  １５
−１７              １３．３（１００）                １２０
−５                ２．６７（２０）                １２０
＋５                ２．６７（２０）                  ６０
２０                ２．６７（２０）                  ６０
【００８３】
実施例３．フィブロネクチン吸収実験
実施例２からの４ｃｍの発泡体に埋め込まれた塞栓コイルが、約４ｍｍのセグメントに切断された。コイルのセグメントは、次に、シリコン処理されたエッペンドルフ型チューブ内に配置された。コイルのセグメントは、０．５ミリリットルの７０％エタノールで湿らされ、次に、１ミリリットルのリン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）で、２回洗浄された。コイルのセグメントが、１００マイクロリットルのフィブロネクチン・プローブ溶液で、温置（incubate）された。フィブロネクチン・プローブ溶液は、シグマ・ケミカル・コーポレーション（Sigma Chemical Co.、セントルイス、ミズーリ州（St. Louis, MO））から購入され、ソフストランド・ラボラトリーズ・リミテッド（Lofstrand Labs Limited、ゲーサーズバーグ、メリーランド州（Gaithersburg, MD））でヨウ素１２５によって放射性同位元素標識された。温置は、３７℃で１時間にわたって行われた。その後、温置されたコイルのセグメントは、ＰＢＳ中の１ミリリットルの０．１％トリトンで、３回洗浄された。コイルのセグメントは、シンチレーションバイアルへ移され、サンプルの放射能が、計数された。実施例２の発泡体付のコイルでのフィブロネクチンの吸収は、同じ処理を施されたコーティングのないコイルよりも、約３倍大きかった。
【００８４】
当業者において理解できるように、血管および脈管奇形の解剖学的構造における無制限の変形を治療するために本発明における多数の変形例が存在する。さらに、本発明の脈管塞栓形成装置を展開または配備するための種々の既知の着脱自在な位置決め機構を使用することは本発明の範囲に含まれる。
【００８５】
〔実施の態様〕
この発明の具体的な実施態様は以下の通りである。
（１）脈管塞栓形成装置において、
内腔を備えた細長いコイルを備え、
前記コイルおよび内腔が、生物分解性の連続気泡型の発泡体材料を含む細長い発泡体部材内に少なくとも部分的に埋め込まれている、
脈管塞栓形成装置。
（２）前記実施態様（１）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長い発泡体部材が、非圧縮時に、前記細長いコイルの外径よりも０．０１５２ｃｍ（０．００６インチ）以下だけ大きい外径を有する、
脈管塞栓形成装置。
（３）前記実施態様（１）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長い発泡体部材の前記非圧縮時の外径が、前記細長いコイルの外径よりも０．０１０１ｃｍ（０．００４インチ）以下だけ大きい、
脈管塞栓形成装置。
（４）前記実施態様（１）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材の非圧縮時の外径が、０．０４０６ｃｍ（０．０１６インチ）以下であり、
前記細長いコイルの外径が、０．０２５４ｃｍ（０．０１インチ）から０．０３５６ｃｍ（０．０１４インチ）までである、
脈管塞栓形成装置。
（５）前記実施態様（１）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記コイルの前記内腔が、前記発泡体部材で満たされている、
脈管塞栓形成装置。
（６）前記実施態様（１）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が、水が存在する状態または存在しない状態で、柔軟な、かつ、粘着性のポリマー配合物を含む、
脈管塞栓形成装置。
（７）前記実施態様（１）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が弾性的である、
脈管塞栓形成装置。
（８）前記実施態様（１）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長いコイルの全長が、前記細長い発泡体部材内にほぼ埋め込まれている、
脈管塞栓形成装置。
（９）前記実施態様（１）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長いコイルが、プラチナを含む材料で作られている、
脈管塞栓形成装置。
（１０）前記実施態様（１）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長い発泡体部材が、５μｍから５００μｍまでの平均の孔の寸法を有する、
脈管塞栓形成装置。
【００８６】
（１１）前記実施態様（１）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が、ＰＣＬ／ＰＧＡコポリマーを含む、
脈管塞栓形成装置。
（１２）脈管塞栓形成装置において、
内腔を備えた細長いコイルを備え、
前記コイルおよび前記内腔が、柔軟な、生物分解性の連続気泡型の発泡体材料を含む細長い発泡体部材内に少なくとも部分的に埋め込まれていて、
前記発泡体部材が、塞栓性の特性を有し、かつ、前記連続気泡型の発泡体部材の内部に細胞が増殖するようにでき、
前記発泡体部材が、５μｍから１００μｍまでの平均の孔の寸法を有し、
前記細長い発泡体部材が、非圧縮時に、前記細長いコイルの外径よりも０．０１５２ｃｍ（０．００６インチ）以下だけ大きい外径を有する、
脈管塞栓形成装置。
（１３）前記実施態様（１２）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記細長い発泡体部材の非圧縮時の外径が、前記細長いコイルの外径よりも０．０１０２ｃｍ（０．００４インチ）以下だけ大きい、
脈管塞栓形成装置。
（１４）前記実施態様（１２）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材の非圧縮時の外径が、０．０４０６ｃｍ（０．０１６インチ）以下であり、
前記細長いコイルの外径が、０．０２５４ｃｍ（０．０１インチ）から０．０３５６ｃｍ（０．０１４インチ）までである、
脈管塞栓形成装置。
（１５）前記実施態様（１２）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記コイルの前記内腔が、前記発泡体部材で満たされている、
脈管塞栓形成装置。
（１６）前記実施態様（１２）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が、水が存在する状態または存在しない状態で、柔軟な、かつ、粘着性のポリマー配合物を含む、
脈管塞栓形成装置。
（１７）前記実施態様（１２）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が弾性的である、
脈管塞栓形成装置。
（１８）前記実施態様（１２）に記載の脈管塞栓形成装置において、
実質的に、前記細長いコイルの全長が、前記細長い発泡体部材内に埋め込まれている、
脈管塞栓形成装置。
（１９）前記実施態様（１２）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記発泡体部材が、ＰＣＬ／ＰＧＡコポリマーを含む、
脈管塞栓形成装置。
（２０）前記実施態様（１９）に記載の脈管塞栓形成装置において、
前記コイルの前記内腔が、前記発泡体部材で満たされている、
脈管塞栓形成装置。
【００８７】
（２１）血管内の欠陥部分を治療するための脈管塞栓形成システムにおいて、
前記システムが、
近位側部分、遠位側部分、および、その内側を通過する内腔を画定する外壁部、を備えたカテーテルと、
前記カテーテルの前記内腔の中に摺動可能に配置されて近位端部および遠位端部を有しているプッシャー部材と、
細長いコイル、および、前記コイルの周囲に配置されている弾性的な発泡体、を備えた塞栓形成装置であって、前記発泡体が、多孔性構造を有し、かつ、前記カテーテルの前記内腔よりも小さい外径を有する、塞栓形成装置と、
を具備し、
前記塞栓形成装置が前記カテーテルの遠位側部分における内腔の中に配置されており、前記プッシャー部材の遠位端部が前記塞栓形成装置に係合して、前記プッシャー部材の遠位側への移動により、前記塞栓形成装置が血管内における所定の位置において前記カテーテルの前記内腔から送り出される、
脈管塞栓形成システム。
（２２）前記実施態様（２１）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記塞栓形成装置が包旋形状である、
脈管塞栓形成システム。
（２３）前記実施態様（２１）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記塞栓形成装置が放射線不透過性材料を含む、
脈管塞栓形成システム。
（２４）前記実施態様（２１）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記塞栓形成装置が治療剤を含む、
脈管塞栓形成システム。
（２５）前記実施態様（２１）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記弾性的な発泡体が、前記細長いコイルの外径よりも０．０１５２ｃｍ（０．００６インチ）以下だけ大きい外径を有する、
脈管塞栓形成システム。
（２６）前記実施態様（２１）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記弾性的な発泡体が、前記細長いコイルの前記内腔の中を延在する、
脈管塞栓形成システム。
（２７）血管内の欠陥部分を治療するための脈管塞栓形成システムにおいて、
前記システムが、
近位側部分、遠位側部分、および、その中を延在する内腔を形成している外壁部、を有するカテーテルと、
前記カテーテルの前記内腔の中に摺動可能に配置されて近位端部および遠位端部を有しているプッシャー部材と、
発泡体材料を含む塞栓形成装置において、前記発泡体材料が、多孔性構造を有し、かつ、前記カテーテルの前記内腔よりも小さい外径を有する、塞栓形成装置と、
を具備し、
前記塞栓形成装置が前記カテーテルの遠位側部分における内腔の中に配置されており、前記プッシャー部材の遠位端部が前記塞栓形成装置に係合して、前記プッシャー部材の遠位側への移動により、塞栓形成装置が血管内における所定の位置において前記カテーテルの前記内腔から送り出される、
脈管塞栓形成システム。
（２８）前記実施態様（２７）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記塞栓形成装置が包旋形状である、
脈管塞栓形成システム。
（２９）前記実施態様（２７）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記塞栓形成装置が放射線不透過性の材料を含む、
脈管塞栓形成システム。
（３０）前記実施態様（２７）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記塞栓形成装置が治療剤を含む、
脈管塞栓形成システム。
【００８８】
（３１）前記実施態様（２７）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記塞栓形成装置が塞栓コイルを含む、
脈管塞栓形成システム。
（３２）前記実施態様（３１）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記発泡体が、前記細長いコイルの外径よりも０．０１５２ｃｍ（０．００６インチ）以下だけ大きい外径を有する、
脈管塞栓形成システム。
（３３）前記実施態様（３１）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記発泡体が、前記細長いコイルの前記内腔の中を延在する、
脈管塞栓形成システム。
（３４）血管内の欠陥部分を治療するための脈管塞栓形成システムにおいて、
前記システムが、
近位側部分、遠位側部分、および、その中に延在する内腔を形成している外壁部、を有するカテーテルと、
前記カテーテルの前記内腔の中に摺動可能に配置されて近位端部および遠位端部を有しているプッシャー部材と、
細長いコイル、および、前記コイルの周囲に配置されている弾性的な発泡体、を備えた塞栓形成装置であって、前記発泡体が多孔性構造を有する、塞栓形成装置と、
を具備し、
前記塞栓形成装置が前記カテーテルの遠位側部分における内腔の中に配置されており、前記プッシャー部材の遠位端部が前記塞栓形成装置に係合して、前記プッシャー部材の遠位側への移動により、塞栓形成装置が血管内における所定の位置において前記カテーテルの前記内腔から送り出される、
脈管塞栓形成システム。
（３５）前記実施態様（３４）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記塞栓形成装置が包旋形状である、
脈管塞栓形成システム。
（３６）前記実施態様（３４）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記塞栓形成装置が放射線不透過性の材料を含む、
脈管塞栓形成システム。
（３７）前記実施態様（３４）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記塞栓形成装置が治療剤を含む、
脈管塞栓形成システム。
（３８）前記実施態様（３４）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記弾性的な発泡体が、前記細長いコイルの外径よりも０．０１５２ｃｍ（０．００６インチ）以下だけ大きい外径を有する、
脈管塞栓形成システム。
（３９）前記実施態様（３４）に記載の脈管塞栓形成システムにおいて、
前記弾性的な発泡体が、前記細長いコイルの前記内腔の中を延在する、
脈管塞栓形成システム。
【図面の簡単な説明】
【００８９】
【図１】本発明の脈管塞栓形成システムの第１の実施形態の部分断面図である。
【図２Ａ】本発明による塞栓形成装置の軸方向に沿う概略図である。
【図２Ｂ】図２Ａにおいて示した塞栓形成装置の断面図である。
【図３】本発明による塞栓形成装置の別の実施形態の概略図である。
【図４】本発明による螺旋形状を有する塞栓形成装置の別の実施形態の概略図である。
【図５】本発明による細長い塞栓形成装置の別の実施形態の概略図である。
【図６Ａ】本発明による脈管内における一連の供給および展開または配備の動作を示す概略図である。
【図６Ｂ】本発明による脈管内における一連の供給および展開または配備の動作を示す概略図である。
【図６Ｃ】本発明による脈管内における一連の供給および展開または配備の動作を示す概略図である。
【図６Ｄ】本発明による脈管内における一連の供給および展開または配備の動作を示す概略図である。
【図７】一部が取り除かれた、本発明による塞栓形成コイルの部分的な拡大図である。
【図８】図７の脈管塞栓形成コイルを製造する過程のプロセスを示す模式図である。
【符号の説明】
【００９０】
１０  脈管塞栓形成システム
１２  カテーテル
１４  近位側ハブ
１６  プッシュ・ロッド
１８  塞栓形成装置
２０  塞栓形成コイル
２２  発泡体スリーブ
２４  コイル
２６，２８  発泡体スリーブ要素
３０  コイル
３２  発泡体スリーブ
３４  発泡体材料
３６  血管
４０  脈管塞栓形成装置
４２ａ  塞栓コイル
４４  発泡体部材
４６  発泡体層
５０  管
５２  コンテナ
５４  液体窒素
５８  プレート
【図１】
2007021197.tif 000003
【図２Ａ】
2007021197.tif 000004
【図２Ｂ】
2007021197.tif 000005
【図３】
2007021197.tif 000006
【図４】
2007021197.tif 000007
【図５】
2007021197.tif 000008
【図６Ａ】
2007021197.tif 000009
【図６Ｂ】
2007021197.tif 000010
【図６Ｃ】
2007021197.tif 000011
【図６Ｄ】
2007021197.tif 000012
【図７】
2007021197.tif 000013
【図８】
2007021197.tif 000014
【外国語明細書】
2007021197000001.pdf