JPH09149904A - 管腔内電気閉塞検出装置および方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 電気閉塞を正確に検出し、また閉塞の検出
に反応して電気閉塞デバイスへの電力供給を自動的に停
止させる装置を提供する。 【解決手段】 交流を用い閉塞部位からの反射電流を
モニタして血管閉塞を決定する、哺乳類の血管などの管
腔を閉塞する装置であって、ＡＣ電力発生器４と、発生
器４に電気的に接続する第１電極６と、発生器４に電気
的に接続し、発生器４および第１電極６と共に駆動回路
の一部を形成する分散電極８と、駆動回路に接続し、第
１電極６から発生器４に向かって反射される電力をモニ
タする反射電力モニタ回路１０とを備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、管腔内電気閉塞の
分野に関する。詳しくは、本発明は、交流によって誘発
される管腔内電気閉塞に関する。

【０００２】

【従来の技術】動脈、静脈、動脈瘤、血管奇形、動静脈
フィステル、ファローピウス管、尿管、胆嚢管、または
精管などの体内の管腔または腔を閉塞することによっ
て、広範囲にわたる医療処置が促進され得る。血管内を
閉塞する方法としては、一般には、代表的にはカテーテ
ルを介して（例えば、Engelsonの米国特許第4,884,575
号および第4,739,768号参照）、例えば人体の血管系内
に外科用用具またはインプラントを配置し、これによ
り、塞栓を形成することによって血管系のその部分の血
管内の血液の流れを阻止するか、または血管から分枝し
た動脈瘤内にこのような塞栓を形成することが含まれ
る。

【０００３】血管内カテーテルによる血管構造の閉塞
は、離脱可能なバルーン、注入可能なグルー、塞栓コイ
ル、および注入可能な粒子を用いることによって実現さ
れている。離脱可能なバルーンは、大血管内でのみ実用
化され得る。注入可能なグルーの使用は、所望の閉塞部
位への送達の制御が難しいため制約される。注入可能な
粒子の使用は、蛍光透視において可視度が比較的低く、
所望の閉塞部位に最終的に配置されるように制御するの
が困難である。

【０００４】血管内配置手順を用いて動脈瘤に導入され
得る非常に望ましい塞栓形成デバイスが、Ritchartらの
米国特許第4,994,069号に開示されている。代表的には
直径が非常に小さい白金／タングステン合金コイルであ
るこのデバイスは、上記のEngelsonに記載されているカ
テーテルのようなカテーテルを介して動脈瘤に導入され
得る。このようなコイルは、多くの場合、直径２〜６ミ
ルのワイヤよりなる。コイルの直径は１０〜３０ミルで
あり得る。このような柔軟で可撓性のあるコイルは、閉
塞される部位にとって適切なおよび望ましい長さを有し
得る。例えば、コイルは漿果状動脈瘤を埋めるように使
用され得る。動脈瘤を塞栓デバイスで埋めた後短期間の
内に、動脈瘤に血栓が形成され、その後直ちに、動脈瘤
破裂の可能性を著しく低減させるコラーゲン材料によっ
て補完される。

【０００５】Ritchartらが記載したようなコイルは、様
々な方法で血管系部位に送達され得る。これらの方法と
しては、例えば、Palermoの米国特許第5,250,071号に記
載されているような送達デバイスからコイルを機械的に
離脱させる方法、または、Guglielmiらの米国特許第5,1
22,136号に記載されているような電気分解により離脱さ
せる方法が含まれる。これらについて以下に述べる。

【０００６】Palermoの米国特許第5,250,071号は、送達
デバイスと相互連結する複数の留め具を備えたコイルを
開示している。これらの留め具は制御ワイヤによって一
緒に固定され、制御ワイヤを退却させることによって外
される。Engelsonの米国特許第5,261,916号には別の機
械的に離脱可能なコイルが記載されている。この特許
は、コイルの近位端にボールを備え、このボールが押出
し具の遠位端のキー溝と相互連結して係合する、押出し
具−血管閉塞コイルアセンブリを開示している。ボール
はコイル上でキー溝から離れるようにバイアスされてお
り、アセンブリをマイクロカテーテル内に半径方向に包
囲することによってキー溝と連結する。マイクロカテー
テルが退却すると、ボールのバイアスにより連結が解か
れる。

【０００７】Guglielmiらの米国特許第5,122,136号は、
電気分解により離脱可能なコイルを開示している。この
コイルは、僅かなＤＣ電流を印加するだけで電気分解に
より溶解する犠牲接合部またはリンクによって挿入デバ
イスの遠位端に接着される。戻り電極は代表的には患者
の皮膚に配置される。

【０００８】１９９３年１１月３日出願の米国特許出願
第08/147,529号は、ガイドワイヤとコイルとの間に改良
された犠牲リンクを用いた、Guglielmiの離脱可能なコ
イルの変形例を記載している。塞栓デバイスがさらに正
確に配置されまた迅速に離脱されるように、犠牲リンク
の大きさが限定されている。電気分解は犠牲部位に集中
するため、複数の電気分解部位が発生しこれらの部位か
ら大粒子が放出される全体的な可能性が低減する。

【０００９】上述の電気分解コイル離脱配置に含まれる
回路は、通常は、正の端子が、例えばガイドワイヤを介
して犠牲リンクに接続する電源を有する。詳しくは、約
０．０１〜２ミリアンペアの正の電流を、犠牲リンクに
連結したガイドワイヤに印加する。連結リンクは、電気
分解により分解するように意図され、最初はインプラン
ト（例えば、血管閉塞デバイス）をガイドワイヤに連結
している。電源の負の端子は、代表的には、患者の皮膚
の上に接触配置される電極に接続される。

【００１０】別の戻り電極またはカソードの配置が、Gu
glielmiらの米国特許第5,364,295号に開示されている。
この配置ではマイクロカテーテルに端部電極が設けられ
ている。詳しくは、この電極は、マイクロカテーテルか
ら遠位方向に延び、マイクロカテーテルの長さに沿って
配備された導電体または電気ワイヤに接続している。ワ
イヤは最終的には電源の負の端子に戻り、これにより、
この電極（リング電極）は電気血栓形成の間、外部皮膚
電極に代わってカソードとして用いられる。

【００１１】上記の米国特許第5,364,295号によれば、
上述のカテーテル−電極構成を用いた電気血栓形成の間
に生じる電流および電流経路は、印加部位に局所的であ
る。このため、電気血栓形成を開始するために用いられ
る電流および電圧をさらに小さくすることが可能であ
る。

【００１２】別の塞栓デバイスとしては、生来の二次的
な形状をほとんどまたは全く有しない液状コイルがあ
る。Berensteinらの１９９２年１１月１８日出願の米国
特許出願第07/978,320号、発明の名称"Ultrasoft Embol
ization Coils with Fluid-Like Properties"は、血管
空間内に導入後ほとんどまたは全く形状を有しないコイ
ルを開示している。

【００１３】塞栓コイルを送達することに加えて、他の
公知の管腔内閉塞方法としては、直流（ＤＣ）または交
流（ＡＣ）を組織に通して、閉塞組織反応を生成させる
方法がある。これらの方法は、一般には、通常はターゲ
ット管腔または腔内の管腔内デバイス上に配置される閉
塞電極と、通常は皮膚に貼り付けられるパッチである基
準電極とを必要とする。これらの電極にＤＣまたはＡＣ
電源が接続され、２つの電極間におよび組織を通して直
流または交流電流がそれぞれ印加される。

【００１４】閉塞を行うためにＤＣ電気凝固を用いるこ
とを記載した刊行物としては、Thompsonら, "Vessel Oc
clusion with Transcatheter Electrocoagulation: Ini
tialClinical Experience", Diagnostic Radiology at
335 (November 1979); Thompsonら,"Transcatheter Ele
ctrocoagulation: A Therapeutic Angiographic Techni
que for Vessel Occlusion", Inventigative Radiology
at 146 (March-April 1977); Phillips, "Transcathet
er Electrocoagulation of Blood Vessels",Inventigat
ive Radiology at 295 (September-October 1973); お
よびPhillipsら, "Experimental Closure of Arteriove
nous Fistula by Transcatheter Electrocoagulation",
Diagnostic Radiology 115:319 がある。

【００１５】上記の刊行物に記載されているように、閉
塞電極は一般にはアノードとして用いられ、通常は定電
流が供給される。通常は、管腔を閉塞する凝固を実現す
るためには、 ＤＣ電流が長い期間にわたって印加され
る。ＤＣ電気凝固を行うためには、通常は、６〜８０分
間にわたって１０〜１５ｍＡの直流を供給する必要があ
る。閉塞に必要とされる期間にわたってこのレベルの直
流を供給することに伴って、電極部位での燃焼、電極の
破砕による患者の組織への破片の飛散、モルヒネ、デモ
ロ−ル(Demorol)または他の鎮痛剤の投与を必要とする
苦痛などの問題が観察されている。ＤＣ電流による電気
血栓形成は、一部には、負に帯電した血小板が正に帯電
した閉塞電極（アノード）に引きつけられるため、また
一部には、血小板が、熱により損傷し正に帯電した壁成
分に同様に引きつけられるためであると考えられてい
る。

【００１６】閉塞にＡＣ電流を用いる場合は、ＤＣを用
いる場合に開示されたものよりはるかに高いピーク電流
が、閉塞を形成するために安全に使用されている。例え
ば、Goldらの"Transarterial Electro-coagulation The
rapy of a Pseudoaneurysm in the Head of the Pancre
as", American Journal of Roentgenology (1975) 125
(2):422は、予備研究において、ＡＣ電気凝固デバイス
で５００ｍＡの電流が安全に供給されることを開示して
いる。しかし、ＡＣによる閉塞の場合は、低い周波数は
細動を引き起こすことが観測されているため、通常は、
高周波（ＲＦ）が用いられる。

【００１７】ＲＦ交流への組織反応の一例が、Becker
ら, "Long-Term Occlusion of the Porcine Cystic Duc
t by Means of Endoluminal Radio-Frequency Electroc
oagulation", Radiology (1988) 167:63-68に記載され
ている。Beckerらは、ブタの胆嚢管を閉塞するために、
ＲＦ電力を二極性閉塞電極と共に用いることを開示して
いる。閉塞を実現するための最大期間は２４秒、ピーク
電流レベルは１００〜４２５ｍＡであった。すべての試
験用胆嚢管に急性の狭窄が観察され、管は閉塞された。
Beckerらはまた、このＲＦによる方法には内因的な制約
があることを見出した。すなわち、閉塞電極が閉塞部位
で組織に付着すること、およびデバイスが閉塞から退却
するとき損傷が与えられることである。

【００１８】「高周波」による電気閉塞への組織反応の
別の例が、Gielesらの米国特許第4,057,063号に開示さ
れている。Gielesらは、カテーテルの端部に固定された
電極に接続する「高周波」発生器を用いて、人間の女性
を不妊化するために卵管を凝固および枯渇させることを
開示している。Gielesらは、高周波パルスを連続して加
えることにより、患者の卵管内の組織が凝固、枯渇、お
よび最終的には炭化することを開示している。

【００１９】閉塞の進行をモニタするメカニズムが上記
のGielesらによって開示されている。これは、ＲＦ閉塞
デバイスの使用者に手順の完了を知らせるものである。
高周波エネルギーをターゲットの卵管組織に印加すると
直ちにランプが点灯し、また、発生器により供給される
電流および電圧の実効（ｒｍｓ）値の変化のモニタ結果
に基づいて閉塞の完了を知らせるためにランプが消滅す
る。次に、ランプによる合図により、使用者はＲＦ電力
発生器を手動により閉鎖する。

【００２０】Cosmanの米国特許第4,907,589号は、ＲＦ
治療用加熱器具のための過温度制御装置を開示してい
る。この装置は、電極による生体組織の加熱の温度制御
を、手動および自動を組み合わせて行う。

【００２１】

【発明が解決しようとする課題】電気閉塞を正確に検出
する装置、および閉塞の検出に応じて電気閉塞デバイス
への電力出力を自動的に停止させる装置を提供すること
が必要とされている。

【００２２】

【課題を解決するための手段】本発明は、交流を用い閉
塞部位からの反射電流をモニタして血管狭窄および／ま
たは電気凝固を決定する、哺乳類の血管などの管腔を閉
塞する装置を包含する。本発明によれば、装置は、ＡＣ
電力発生器と、該発生器に電気的に接続する第１電極
（好ましくは、閉塞インプラント）と、該発生器に電気
的に接続し、該発生器および該第１電極と共に駆動回路
の一部を形成する分散電極と、該駆動回路に接続し、該
第１電極から該発生器に向かって反射される電力をモニ
タする反射電力モニタ回路とを備えている。この構成に
より、閉塞および／または熱凝固が正確に検出され得、
これにより、第１電極が哺乳類の体内に配置されたとき
電力供給を停止させ得る。このようにして、狭窄された
血管に隣接する組織が加熱する危険が最小限に押さえら
れるかまたは回避され得る。

【００２３】本発明の別の局面によれば、ＡＣ発生器は
高周波（ＲＦ）発生器である。ＲＦ電力を用いると、閉
塞デバイスの誘電加熱効率が向上し、必要な電力入力が
低減する一方で、閉塞が比較的短期間に実現される。電
力入力が低減することにより、周囲の組織を熱により損
傷させる危険が最小限に押さえられるかまたは回避され
る。また、ＲＦ電力は反射電力のモニタリングを促進さ
せる。

【００２４】本発明の、哺乳類の管腔の閉塞を検出する
方法は、（ａ）哺乳類の体内の所望の部位に第１電極
（いかなる第１電極閉塞インプラントでもよい）を送達
する工程と、（ｂ）該電極に交流を印加する工程と、
（ｃ）該電極からの反射電力をモニタする工程とを包含
する。モニタされた反射電力は、閉塞が生じた時を示
す。本発明の特定の実施態様によれば、この方法は、工
程（ｂ）の後、基線反射電力信号を識別する工程と、モ
ニタされた電力の該基線信号からの所定の変化に反応し
て、該第１電極への交流の印加を中断させる工程とをさ
らに包含する。

【００２５】上記は本発明の特徴および利点のいくつか
を簡単に述べたものである。本発明の他の特徴、利点、
および実施態様は、以下の記述、添付の図面、および請
求項から当業者には明らかである。

【００２６】

【発明の実施の形態】以下に示すすべての図面におい
て、類似の参照番号は類似の構成要素を示す。図１は、
本発明の原理に従って構成された管腔内電気閉塞装置２
のブロック図である。電気閉塞装置２は、通常は、交流
（ＡＣ）発生器４、管腔内閉塞デバイスまたはインプラ
ント６（これは以下の記述から明らかなように活動電極
を形成する）、戻りまたは分散電極８、および反射電力
モニタ回路（ＲＰＭ）１０を有する。装置２は、例えば
卵管を含む様々な管腔を閉塞するために使用され得る
が、簡略化のために、本明細書では血管の閉塞に関連し
て述べる。

【００２７】本発明によれば、管腔内閉塞デバイスまた
は電極６は導電性であり、図１に点線で表し参照番号１
２で示した患者の管腔内閉塞部位にまたはその近辺にデ
バイスを誘導または送達するのに適した従来の導電性の
送達ワイヤ、コアワイヤ、または押出し具に離脱可能に
連結している。ＡＣ発生器４は、血管壁がデバイス６の
周囲で収縮するようにデバイスの周囲の血管壁を誘電に
より加熱するのに効果的な電力および周波数で、導電性
送達ワイヤを介してＡＣ電流をデバイス６に提供する。

【００２８】通常は、血管壁のタンパク質は、発生器４
によって供給される電力によって発生する熱により変成
し、血管壁が収縮する。例えば、血管壁のコラーゲン繊
維は６０℃を超える温度で収縮することは公知である。
これらの温度ではデバイスに直に隣接した領域の血液の
炭化もまた起こり得る。

【００２９】発生器４によって生成される電力を選択す
ることにより、血管狭窄が実現するためには、血管部位
は好ましくは約５０〜１２０℃の温度まで加熱される。
好ましくは、発生器４の出力電力を選択することによっ
て、閉塞部位での閉塞デバイス６と血管壁との間の界面
に（約２Ｖｒｍｓ〜４５Ｖｒｍｓの電圧、および約０．
０１Ａ〜０．３３Ａの実効電流で）約１Ｗ／ｍｍ²〜３
０Ｗ／ｍｍ²の範囲の電力密度が提供される。１ｍｍの
長さの絶縁遠位先端部を含む長さ約６ｍｍ、らせん直径
約０．２５ｍｍ、およびワイヤのサイズ０．０５ｍｍの
コイル型閉塞デバイスに対して、コイルに供給される好
適な電力範囲は、閉塞デバイス６において約０．２〜５
ワットである。このような電力範囲での加熱を実現する
ためには、ＡＣ発生器の周波数は好ましくは高周波（Ｒ
Ｆ）範囲内であり、この範囲は例えば細動の危険を最小
限にするかまたは排除するのに好適である。また、ＲＦ
電力を用いることにより、下記に述べるように、本発明
に従って例えば血管閉塞を検出するために、閉塞デバイ
スからの反射電力をモニタするのが容易となる。

【００３０】ＲＰＭ回路１０は、デバイス６からの反射
電力をモニタするもので、好ましくは、血管狭窄を示す
反射電力値の変化が検出されるとＡＣ発生器４を自動的
にオフにするかまたは中断させるためのプロセッサを有
する。次に送達ワイヤがデバイス６から切り離されて患
者の体内から取り除かれる。これについては後に詳述す
る。上述のように、発生器４によって発生するＡＣは好
ましくはＲＦ範囲内にあり、これにより反射電力のモニ
タが容易となる。例えば、４ＭＨｚであれば、上記のよ
うなサイズの電気分解により離脱可能なコイルを用いる
とき好ましい結果が得られる。しかし、他のＲＦ周波数
も用いられ得る。

【００３１】本発明の電気閉塞装置は、例えば米国特許
第5,234,437号、第5,250,071号、および第5,261,916号
に開示されているような機械的に離脱可能なコイルアセ
ンブリ、ならびに、例えば米国特許第5,122,136号およ
び第5,226,911号に開示されているような電気分解によ
り離脱可能なコイルを含む様々な閉塞デバイスアセンブ
リと共に用いられ得る（これらの特許の開示は全体にお
いて本明細書に参考として援用されている）。

【００３２】例示のために、１つの適切な機械的に離脱
可能なコイルアセンブリ２０を図２および図３に示す。
米国特許第5,261,916号に記載されているように、アセ
ンブリ２０は、一般には、押出し具または送達ワイヤ２
２、閉塞インプラントまたは血管閉塞コイル２４、およ
びカテーテルまたはスリーブ２６を有する。近位コイル
セグメント２８の端部には、球体またはボール３０が備
えられている。押出し具２２は中央コア３２、および軸
方向の孔３６とボール３０を受容するためのキー溝３８
とを有する拡大円筒状端部３４を含む。カテーテル２６
は、押出し具およびコイルがカテーテル内を前進する
間、ボールをキー溝内に保持する（図２）。

【００３３】操作においては、ＡＣ発生器４は送達ワイ
ヤ２２を介して導電性閉塞コイル２４に選択的に接続
し、これにより、ＡＣ電力は拡大遠位端３４およびコイ
ル２４を介してコイルに供給され得る。これは、ＡＣ発
生器４から送達ワイヤ２２の近位端部（図示せず）まで
延びるリード線をクランプすることによって実現され
る。分散または戻り電極８は、好ましくは患者に貼り付
けられる従来の大パッチ電極であるが、患者に固定され
電力の戻りを形成する。コイルアセンブリは前進し、や
がてキー溝とボールとはカテーテルの遠位端と整合す
る。この遠位端は、所望の部位でコイルがカテーテルか
ら延長し得るような位置に既に配置されている。コイル
がこの位置にくると、ＡＣ発生器４が始動して、コイル
の周囲に血管狭窄を実現する。後に詳述するように、血
管狭窄が検出され発生器の出力が中断されると、送達ワ
イヤの位置を固定しカテーテルを退却させることによ
り、コイルは離脱され得る。キー溝とボールとがカテー
テルから解放されると、セグメント２８の半径方向に外
向きのバイアスにより、ボールはキー溝から飛び出し、
これによりコイルと押出し具との連結が解かれる（図
３）。この後、カテーテルおよび送達ワイヤは除去され
得る。

【００３４】また、セグメント２８の半径方向に外向き
のバイアスにより、円筒状端部３４とボール３０とが効
果的に接触し、コイルが飛び出す前にこれらが電気的に
接続するのが容易となる。コイルアセンブリ２４の各構
成要素は必要な導電率を提供するように選択される。さ
らに、ガイドワイヤとコイルとの間の界面は、当業者に
は周知のはんだ付けなどによってさらに電気に接続され
得る。しかし、このような接続は、セグメント２８のバ
イアス力によってコイルが押出し具から離脱するのを妨
げない程度に弱いものでなければならない。

【００３５】図４および図５には、好適なコイル構造を
示す、電気分解により離脱可能なコイルアセンブリ１０
０を示す。アセンブリ１００は、一般には、ガイドワイ
ヤ（またはコアもしくは送達ワイヤ）１０２、閉塞イン
プラントまたは閉塞デバイス１０４（例えば、図に示す
ようなコイル）、およびインプラントをガイドワイヤに
連結する犠牲リンク１０６を含む。これらについて以下
に詳述する。

【００３６】図４はインプラントアセンブリ１００の一
部を示す拡大図であって、インプラントのガイドワイヤ
からの電気分解による離脱を促進するための、ガイドワ
イヤ、犠牲リンク、およびインプラント間の相互連結を
示している。詳しくは、ガイドワイヤ１０２は遠位端で
先細となり、その先端がインプラントまたはコイル１０
４の近位端にはんだ付けされる。コイル１０４は、好ま
しくは、白金、タングステン、金、イリジウム、または
これら材料の合金などの、放射線不透過性の生理学的に
適合する材料である。

【００３７】ガイドワイヤ１０２は、好ましくはステン
レス鋼であり、代表的には、直径が約１０〜３０ミル
で、体外の挿入部位から犠牲リンク１０６までの長さが
５０〜３００ｃｍである。図４に示すように、犠牲リン
ク１０６は、絶縁体１１２を超えて延びるガイドワイヤ
１０２の露出部分である。リンク１０６は、血液中で電
気分解により分解し易い、ステンレス鋼などの材料より
なる。

【００３８】ガイドワイヤ１０２は、好ましくは、近位
端から犠牲リンク１０６を形成する遠位露出部分まで絶
縁材料で被覆される。適切な絶縁材料としては、テフロ
ン（登録商標）、ポリウレタン、ポリエチレン、ポリプ
ロピレン、または他の適切なポリマー材料が含まれる。

【００３９】第１の実施態様では、リンク１０６は電気
絶縁体で被覆されていない。この場合には、リンク１０
６の長さは好ましくはその直径にほぼ等しく、これによ
り、血管閉塞デバイスの放出後に存在する電気分解表面
は、リンクの直径を有する円より実質的に大きくない
（リンクの直径は例えば約２〜４ミルの範囲であり得
る）。この構成によりリンク上に多数のエッチング部位
が生じる可能性が低減する。もしくは、リンク１０６は
ポリマー、好ましくは、パリレン（ポリキシキシレン）
により被覆され得、ＵＶレーザ（エキシマタイプ）を用
いてポリマー中に幅約１〜３ミルの円周溝を形成するこ
とにより、リンクの小さな環状部分のみを露出させ、分
解領域を局在化させる。好ましくは、溝はリンクとイン
プラントとの間の相互連結部に直に隣接する。

【００４０】インプラント送達アセンブリ１００はま
た、絶縁体１１０および１１２ならびにコイル１０８を
有する。コイルは近位端で、例えばはんだ付けによりガ
イドワイヤに連結される。コイル１０８は、ガイドワイ
ヤ１０２のテーパー状にされた部分の可撓性を損なわず
に、ガイドワイヤ１０２にいくらかの支柱強度を与える
ように設計されている。当然ながら、支持コイル１０８
がガイドワイヤ１０２にはんだ付けされている領域では
ガイドワイヤは被覆されず、これによりはんだを金属表
面に接着させることが可能となる。

【００４１】絶縁体１１０および１１２はガイドワイヤ
１０２の遠位端部に配備され、電気分解中にステンレス
鋼コイル１０８が血液と接触するのをさらに防ぐ働きを
する。例示した実施態様では、絶縁体１１０および１１
２はそれぞれスリーブおよびプラグである。好ましく
は、端部プラグ１１２およびスリーブ１１０は互いに接
着され、コイル１０８の周囲に電気的に絶縁されるかま
たは電気分解を受けないハウジングを形成する。端部プ
ラグ１１２およびスリーブ１１０は、ガイドワイヤ１０
２の軸に対してほぼ垂直な、ほぼ平坦な表面を形成する
（図４）。表面の形状は重要ではないが、血液が犠牲リ
ンク１０６に合理的に自由に接近することを可能にする
ものでなければならない。湾曲した端部表面、スロット
を有する表面、および他の形状の表面もまた本発明で用
いることが考慮される。上述のように、ガイドワイヤ１
０２の遠位端は、血管閉塞デバイス１０４の近位端を形
成するはんだ接合部１１４に挿入される。

【００４２】図５は、ガイドワイヤ１０２の１つの適切
な構成を示す。この実施態様では、ガイドワイヤ１０２
は、テーパー状のまたは円錐形のセクション１４２、参
照番号１４６で示したガイドワイヤの長さに沿って延び
るセクション１４４、およびセクション１４８を有す
る。セクション１４４は徐々に細くなり、さらに細いセ
クション１４８につながる。ガイドワイヤ１０２はカテ
ーテル２００（図４に示す）を介して所望の部位に送達
されるもので、犠牲リンク１０６までの長さは、代表的
には５０〜２００ｃｍである。カテーテル２００および
ガイドワイヤ１０２には、米国特許第5,226,911号に記
載されているように、放射線不透過性マーカーが配備さ
れ、ガイドワイヤ位置確認メカニズムを提供する。図５
に示す配置では、ガイドワイヤ１０２の遠位セクション
は、テフロン（登録商標）または他の適切な絶縁材料よ
りなり、図４のスリーブ１１０より長い外部スリーブ１
１０’を有する。

【００４３】インプラント１０４は血管閉塞コイルとし
て示されているが、他の形態であってもよい。例えば、
血管閉塞ブレードであり得る。血管閉塞デバイス１０４
はまた、コイルの外側に結びつけられた、またはコイル
の外部被覆に編み組みされた繊維状材料により被覆され
るかまたはこれに接続され得る。このような繊維状補助
材料は、Phelpsらの米国特許出願第07/965,973号または
米国特許出願第07/771,013号、発明の名称"Vasoocclusi
on Coil with Attached Fibrous Elements"に見出され
得る。これらの全体は本明細書において参考として援用
されている。

【００４４】血管が狭窄されると、コイルは送達ワイヤ
から離脱される。好ましくは、ＡＣ発生器４はガイドワ
イヤ１０２から電気的に減結合され、ＡＣと重ね合わさ
れたＤＣ電力が犠牲リンクに供給される。ＤＣ電力入力
によりリンク１０６の電気分解が促進され、これにより
コイルが離脱する。一方、ＡＣ電力により信号がモニタ
に供給され離脱が検出される。詳しくは、ＡＣ信号の電
圧または電流の振幅がモニタされ、これにより、ＡＣ信
号の振幅の突然の変化が検出されるとこれに反応してＤ
Ｃ電力の入力が中断され得る。ＤＣ電源が定電流設計の
場合は、ＡＣ信号の電圧の振幅がモニタされ得る。ＤＣ
電源が定電圧出力を有する場合は、ＡＣ信号の電流の振
幅が所望の変化を提供する。好適な塞栓デバイス検出回
路（ＥＤＤＣ）について以下に述べる。

【００４５】図６は、閉塞デバイスの送達部材またはガ
イドワイヤからの電気分解による分離を誘発および検出
するための、定電流駆動回路およびフィードバックルー
プ３１０ならびにＥＤＤＣ３１９を示す。ＥＤＤＣは、
ＡＣインピーダンスモニタ回路と、モニタされたインピ
ーダンスの変化を検出するための、マイクロプロセッサ
３００であり得る回路とを含む。これについては後に詳
述する。電力供給および検出回路（３１０、３１９）に
は、ＡＣと重ね合わされたＤＣ電力を供給し、またＡＣ
インピーダンスの変化に応答する増幅器３３０の反応を
観察することによってＡＣインピーダンスを直接モニタ
する手段が配備される。

【００４６】図７において、ＡＣ信号源４００は増幅器
３３０の基準入力に接続され、これにより出力電流を変
調する（すなわち、ＤＣ電流へのＡＣの重ね合わせを行
う）。例えば、３１．２５ｋＨｚ、１００ｍＶのピーク
ピーク正弦波が増幅器への適切な入力であることが分か
っている。コンデンサ４０１がＡＣ信号源４００と増幅
器３３０との間に配備され、ＤＣバイアスをＡＣ信号入
力から隔離する。基準電圧３３３、電流感知抵抗器３４
２、および増幅器３３０が１つの定電流駆動回路を構成
する。適切な増幅器としては、Texas Instruments社の
ＩＴＩ２２７４Ｎ増幅器がある。

【００４７】操作においては、増幅器３３０の非反転入
力にＡＣ信号が供給され、ＤＣ電流基準と合流する。Ａ
Ｃと重ね合わされたＤＣ電流が増幅器３３０から出力さ
れ、電源に接続した犠牲リンク（例えば、図４に示すリ
ンク１０６）に送られ、患者に接続される。ＤＣおよび
ＡＣ電流経路は分枝する。ＤＣ電流はコイルを経由せず
に犠牲リンクから流れ、一方、ＡＣ信号はコイルを通っ
て流れる。これら電流経路は患者の戻り電極で再合流
し、ＡＣおよびＤＣフィードバックループ４０２に流れ
る。ＡＣ信号は定電流増幅器の出力でモニタされ、ここ
で、ＡＣインピーダンスの測定がＥＤＤＣ３１９を介し
て行われ得る。

【００４８】ＡＣ信号の振幅は、図７のピックオフコン
デンサ３４０、この場合は０．１マイクロファラドのモ
ノリシックのコンデンサ、を介してモニタされる。次
に、コンデンサ３４０からのＡＣ信号はＡＣ信号増幅器
３２０で増幅され、ＡＣ−ＤＣ整流器３２１で整流され
ピーク検出される。ＤＣ信号のレベルは定電流増幅器３
３０のＡＣ電圧の振幅を表す。このＤＣ信号は次にマイ
クロプロセッサ（ＣＰＵ）３００に送られ、以下に述べ
るようにモニタおよび分析が行われる。

【００４９】この例示した実施態様では電圧であるＡＣ
信号は、１０〜２５０ミリ秒毎、好ましくは５０〜２０
０ミリ秒毎に増幅されたＤＣ信号のレベルをサンプリン
グし、また５〜５０サンプル毎、好ましくは１０〜２０
サンプル毎に、または０．５〜１０秒、好ましくは２〜
６秒毎に信号を定期的に平均化することによってモニタ
される。このようにして、ＣＰＵは、以下に述べるよう
に閉塞デバイスが離脱する瞬間を正確に決定し得る。

【００５０】閉塞デバイスが離脱するとき、定電流増幅
器３３０はＡＣインピーダンスの変化に即座に反応す
る。 非反転入力に設定された定ＡＣ電流を維持しよう
とするために、ＡＣ波形の電圧振幅が増大する。この期
間に、増幅されたＥＤＤＣ信号は、この手順に対する平
均レベルの２０％より大きい、好ましくは３０％より大
きい突然の電圧増加を示す。この突然の電圧増加によ
り、塞栓デバイスとガイドワイヤとの間の接合部の分解
が高い信頼性で検出される。

【００５１】突然の電圧増加が検出されると、マイクロ
プロセッサは直ちに電流の流れを中断させ、これにより
電気分解は起こらなくなる。医師は離脱の発生を蛍光透
視鏡を用いて確認し得る。離脱が不完全であり電気分解
がさらに必要な場合は、前部パネルの電流選択スイッチ
を押すことによって手順を再び開始することができる。
離脱が確認された場合は、医師は電源を切ってガイドワ
イヤを退却させ得る。必要であれば、さらに別のコイル
を閉塞部位に配置し、電源を再び始動させ得る。どのよ
うな動作も行われない場合、電源は１５分後に自動的に
切れる。

【００５２】図８には、好適なＲＦ電力供給および反射
電力モニタ装置２が示されている。装置２は、ＲＦ電源
または発生器４および反射電力モニタ回路１０を有す
る。ＲＦ発生器４は、ＲＦ電力をターゲット部位に供給
するように設計された装置２の一部である。

【００５３】ＲＦ発生器４は、発振器５２０、前置振幅
器５２１、電力増幅器５２２、およびインピーダンス一
致ネットワーク５２３を有する。発振器５２０は、好ま
しくは（上述のように）４ＭＨｚの周波数で作動するシ
ヌソイド（またはフィルタされた方形波）発振器であ
る。発振器５２０は、電力出力増幅器５２２を駆動する
のに十分な信号を増幅する前置増幅器５２１を駆動す
る。電力出力増幅器は、電力を（活動電極を形成する）
閉塞デバイス６に供給して、上述のように効果的な電力
密度を提供し得るものでなければならない。従来のイン
ピーダンス一致ネットワーク５２３は、ＲＦ発生器４の
電源インピーダンスを定義する（すなわち、所望の電源
インピーダンスを供給するように選択される）。

【００５４】所望の電源インピーダンスは、負荷インピ
ーダンスを出力増幅器５２２のインピーダンスに一致さ
せるようにまたは一致させないように選択され得る。負
荷インピーダンスは、伝送ケーブル５２４（この実施態
様では同軸ケーブルである）、送達ワイヤ１０２、活動
電極６、分散（または戻り）電極８、および患者の組織
および／または血液のインピーダンスを含む。

【００５５】インピーダンスの不一致が所望の結果をも
たらすことが見出されている。後に詳述するように、こ
れは反射電力の振幅および方向の両方の変化を知らせ望
ましい感度を与えるという利点がある。例えば、９０オ
ームの負荷インピーダンスに対して電源インピーダンス
が５０オームであれば適切な結果が提供されることが見
出されている。一方、発生器および負荷インピーダンス
が一致すると、ＲＦ発生器と閉塞デバイスまたは電極６
との間に最大限の電力転移が提供される。

【００５６】以上特定のＲＦ電力供給配置について述べ
たが、他の配置および／または回路構成でも、所望の電
源インピーダンスを有する所望のＲＦ電力を供給するた
めに用いられ得ることは当業者には理解され得る。

【００５７】図８に戻ると、反射電力モニタ回路１０
は、（部分的なまたは完全な）管腔内または血管内閉塞
が生じる時を決定するフィードバック回路を有する。こ
の回路は、方向性カプラ５６０を含み、これは例えばバ
ラン変圧器であり得る、方向性カプラ器５６０は、イン
ピーダンス一致ネットワーク５２３と伝送ケーブル５２
４との間の接合部に接続され、それぞれ参照番号５６１
および５６２で示される、入射（結合）電力（ＲＦ発生
器４によって生成される電力）と反射（隔離）電力（す
なわち、負荷から反射される電力）とを分離する。この
カプラの出力は電圧または電流（集合的には「電
力」）、信号または位相信号であり得る。信号５６１お
よび５６２は比較器５６３に送られ、反射電力の変化が
モニタされる。反射して発生器に戻されない電力は患者
に吸収される。

【００５８】１つの実施態様では、比較器５６３は電圧
定在波率（ＶＳＷＲ）比較器である。ＶＳＷＲのアプロ
ーチにより、反射電力信号５６２の電圧振幅を入射電力
信号５６１の電圧振幅と比較して、反射電力の変化を決
定することが可能となる（例えば、実効、平均またはピ
ークピーク電圧振幅などのいずれかが比較され得る）。
これらの信号間の差異の変化は反射電力の変化に直接対
応する。例えば、これらの信号の振幅間の差異の２０％
の変化は、反射電力の２０％の変化に対応する。比較器
５６３はプロセッサ５６４に、反射電力量を示す信号を
送る。これは、発生器４の出力を一定に保持する必要が
なく、これにより、例えば閉塞手順の間に、電力出力調
整を行うことが可能な差異比較器のアプローチである。

【００５９】もしくは、反射電力信号５６２は所定の値
と比較され得る。この場合には、発生器４からの入射電
力は一定に保持される。この所定の値は基線値に対応
し、基線値は閉塞手順の初期の段階（例えば、電極６へ
の最初の電力供給から約０．５秒後）における反射電力
に対応する。このように、このときの反射信号５６２の
電圧振幅が所定値または基線値として選択され得る。信
号５６２の基線値からの振幅の変化は、反射電力の変化
に直接対応する（例えば、振幅の２０％の変化は反射電
力の２０％の変化に対応する）。比較器５６３は、反射
電力の変化のパーセンテージを示す信号をプロセッサ５
６４に送るように設計され得る。もしくは、比較器５６
３は、開始／非開始信号をプロセッサ５６４に送るよう
に設計され得る。後者の場合、比較器は、反射電力の変
化のパーセンテージが基線値から約２０％以上外れてい
るときは非開始信号をプロセッサ５６４に送り、その他
の場合は開始信号を送るように選択またはプログラムさ
れ得る。

【００６０】別の実施態様では、比較器５６３は、入射
位相信号５６１が反射位相信号５６２と合流する位相比
較器であり得る。これらの位相特性（すなわち、これら
の信号の前進波（０°）および後進波（１８０°））に
より、合流した信号の振幅の変化は反射電力の変化に直
接対応する。例えば、振幅の２０％の変化は反射電力の
２０％の変化に対応する。比較器はプロセッサ５６３
に、反射電力量を示す信号を送る。この場合も、比較器
５６３は差異比較器である。

【００６１】プロセッサ５６４は、上述のように比較器
５６３からの信号を受け取る。比較器５６３が差異比較
器であるときは、プロセッサ５６４は、反射電力量を示
す信号を所定値または基線値と比較する。所定値または
基線値は、上述のように閉塞手順の初期の段階の反射電
力に対応する。反射電力と基線値との間に約２０％以上
の差異が検出されると、プロセッサ５６４は前置増幅器
制御回路５６５に遮断信号を送る。プロセッサ５６４
は、前置増幅器５２１を遮断する制御信号を送る前置増
幅器制御回路５６５に接続し、前置増幅器は、反射電力
の所定の変化が検出されるかまたは生じたとき、出力増
幅器５２２への信号を遮断する。

【００６２】比較器５６３がプロセッサ５６４に開始ま
たは非開始信号を送る場合は、プロセッサ５６４は、非
開始信号を受け取ると、遮断信号を前置増幅器制御回路
５６５に送る。他の反射電力モニタ回路も使用され得る
ことは理解され得る。例えば、比較器５６３はプロセッ
サ５６４に組み込まれ得る。

【００６３】さらに、前置増幅器制御回路５６５は、負
荷インピーダンスが予測範囲内であることを確認するの
に十分なＲＦ電力が印加される前に、閉塞デバイスまた
は活動電極６に少量の電力を送るために用いられ得る。
この方法では、発生器を戻り電極８およびガイドワイヤ
１０２に、そして従って電極６に接続させる、試験用ク
リップ５７１または５８１（図９に示す）がショートす
るかまたは非接続になった場合、もしくは、分散電極８
の接続が悪い場合は、患者または病院スタッフに危険が
及ぶ前に、容易に位置をつきとめて補正され得る。

【００６４】上述のように、反射電力の変化は負荷イン
ピーダンスの変化を示す。本質的には、活動電極６とこ
れに接触する血液および／または組織との間の界面での
インピーダンスのみが変化する（図９）ため、モニタさ
れる反射電力の変化は、本質的には、閉塞デバイスから
反射された電力の変化に対応する。約２０％の反射電力
の変化は、閉塞デバイスが管腔壁に永久に埋め込まれた
ことを示す。これについては後に詳述する。管腔または
血管の壁が、その全内周が閉塞デバイスと接触するよう
に狭窄されているかどうかは血管の大きさに依存する。

【００６５】図９は装置２のための負荷図を示す。試験
用クリップ５７１および５８１により、ＲＦ伝送ケーブ
ル５２４のガイドワイヤ１０２（および従って活動電極
６）ならびに分散または戻り電極８への接続が容易とな
る。図示したインピーダンス（Ｚ）値は、血管閉塞前の
ＲＦ電力の印加中に代表的なものであり、代表的な基線
値を表し得る。図示した値から明らかなように、閉塞部
位でのインピーダンスが１００％増加しても、負荷イン
ピーダンスは１００％より小さい値しか変化しない。従
って、感度の良い負荷インピーダンス検出器が必要であ
る。上述の反射電力モニタ回路はこのような感度を提供
する。反射電力について以下にさらに詳しく述べる。

【００６６】反射電力は、回路内の負荷によって吸収さ
れず、反射して負荷から電源発生器に戻される、ＡＣ電
力発生器からの出力電力の成分である。電源発生器が所
定の振幅、周波数、および位相を有する出力電力の発振
信号を送るとき、負荷は、信号を、出力信号と同じかま
たは異なる振幅および／または位相で電源発生器に戻す
反射電力の発生源として働く。回路内の出力電力信号と
反射電力信号との組み合わせにより、電源と負荷との間
にエネルギーの定在波パターンが形成される。反射電力
モニタ回路は、一般には、定在波を反射電力信号成分と
出力電力信号成分とに分離するように設計される。

【００６７】反射電力は負荷インピーダンスおよび電源
インピーダンスの関数であり、インピーダンスはリアク
タンス（周波数依存パラメータ）と共に抵抗の関数であ
る。反射電力とＡＣ回路のインピーダンスとの関係は、
発生器の電源インピーダンスと負荷のインピーダンスと
の一致の程度に依存する。インピーダンスが一致すると
きは（電源インピーダンスが負荷インピーダンスと一致
するすなわち等しいときは）、電源発生器から発せられ
る電力のすべてが負荷によって吸収され、反射電力はな
い（ＤＣ回路と同様）。これに対して、電源インピーダ
ンスが負荷インピーダンスと一致しないときは（これら
が等しくないときは）、出力電力の一部しか負荷に吸収
されず、残りは反射され、反射電力信号で電源に戻され
る。この信号がモニタされ得る。また、インピーダンス
は負荷の周波数依存リアクタンスを含むため、所定のＲ
Ｆ発生器電源および所定の負荷は、特定の周波数におい
てのみ、インピーダンスが一致し得る。ＲＦ回路におけ
るインピーダンス一致と反射電力との間の関係は、Chri
s Bowick, "RF Circuit Design", Howard W. Sams& C
o., ISBN 0-672-21868-2 (1982-1993)の６６〜６７頁に
記載されている。

【００６８】図１０は、反射電力対負荷インピーダンス
のグラフを示す。この例では、曲線６００は、５０オー
ムの電源インピーダンスを有する発生器４に対する、反
射電力対負荷インピーダンスであり得、ポイント６０２
および６１２はそれぞれ５０および９０オームを表す
（後述の試験では、これらの動作パラメータが用いられ
る）。一般には、不一致領域とは、反射電力の変化のパ
ーセンテージが負荷インピーダンスの変化に直接比例す
る領域である。

【００６９】図１０の曲線６００の最下点または最小点
６０２は、インピーダンスが一致するときの反射電力と
インピーダンスとの間の動作関係を示す。６０２で示さ
れる負荷インピーダンスは電源インピーダンスに一致す
る。このポイントでは、ＲＦ発生器からのすべての出力
電力は負荷によって吸収され、モニタ用の反射電力信号
はゼロである。すなわち、インピーダンスが一致する
と、電力出力信号は負荷により１００％吸収される。本
発明のこの動作モードにより、電極の周りの組織に所望
の閉塞反応を生成するのに最も低い電力の発生器を使用
することが可能になる。図９に例示した近似負荷インピ
ーダンス値の場合、インピーダンスを一致させ最下点６
０２で動作するためには、電源インピーダンスは約９０
オームでなければならない。

【００７０】閉塞デバイスまたは活動電極６の周りに密
接する組織のインピーダンスは、図９に示す負荷インピ
ーダンスの一部である。このインピーダンスはＲＦ電気
閉塞の間に変化または変移する。ＲＦ発生器が、基線負
荷インピーダンス（電極に電力を印加した後所定の時間
が経過した後、および、好ましくは、負荷インピーダン
スが著しい変化を始める前に、好ましくは、電極に電力
を印加してから約０．５秒後に測定されたインピーダン
ス）に一致する電源インピーダンスを有するように選択
された場合は、負荷インピーダンスの基線からの変移
は、６０２から６０４へ（減少）または６０２から６０
６へ（増加）のいずれかに移動することによって表され
得る。この変移が起こると、インピーダンスは一致しな
くなり、（電源インピーダンスは一定のままであるた
め）回路が不一致となる。従って、反射電力信号は、曲
線６００によって確立される関係に基づいて観察され得
る。

【００７１】図１０において、負荷インピーダンスのグ
ラフ上でのポイント６０２から６０４への減少（−ａ）
は、反射電力のゼロから６０８で示す正の値への増加
（ｘ）に対応する。同様に、負荷インピーダンスの一致
ポイント６０２から不一致ポイント６０６への増加（＋
ａ）は、反射電力のゼロから同じく６０８で示す同じ正
の値への同じ増加（ｘ）に対応する。

【００７２】曲線６００上のポイント６１４は、電源
が、上述の基線インピーダンス一致ではなく、基線イン
ピーダンス不一致となるように選択されるときの反射電
力と負荷インピーダンスとの別の関係を表す。この場合
は、基線負荷インピーダンスは６１２で示され、６２０
で示す基線反射電力信号に対応する。負荷インピーダン
スのグラフ上での基線ポイント６１２から６１６への減
少（−ｌ）は、反射電力の６２０から６２２への減少
（−ｙ）に対応する。負荷インピーダンスの基線ポイン
ト６１２から６１８への増加（＋ｌ）は、反射電力の６
２０から６２４への増加（＋ｙ）に対応する。従って、
この第２の例では、負荷インピーダンスが基線値から変
移するとき、反射電力信号は、振幅および方向の両方で
直接に関連する変移を有する。

【００７３】インピーダンス変移の方向は、組織におけ
る異なるタイプの閉塞反応に対応すると考えられる。例
えば、電極表面でのトロンボゲン形成反応および／また
は電極表面と接触することによる組織の炭化により、イ
ンピーダンスが全体的に増加する。これは、ＲＦ電気閉
塞への最初の閉塞反応であり得る。もしくは、活動電極
上で炭化されないコラーゲンベースの組織が狭窄するこ
ｔにより、インピーダンスが減少し得る。このような様
々な反応は、ＲＦ電気閉塞手順の後で行われる様々な医
療処置を示すものとなり得る。第２の例の基線インピー
ダンスを不一致にする方法により、反射電力信号の変化
をモニタすることによって方向性インピーダンスの変移
を認識することが可能となる。また、最小点６０２の基
線インピーダンス一致ポイントに極めて近いインピーダ
ンスでの変化スロープと比較すると、基準インピーダン
ス不一致ポイント６１２は、曲線６００のもっと急なス
ロープ上に位置する。この急なスロープにより、負荷イ
ンピーダンスの小さな変化に対して、より感度の高い反
射電力モニタシステムが可能となる。

【００７４】図１１および図１２を参照して、本発明の
方法の１つの例を示す。閉塞される部位は、従来の方法
を用いてカテーテルの遠位端が選択された部位またはそ
の近くに位置するように、血管系を通して選択される。
適切なカテーテルとしては、Target Therapeutics, In
c. of Fremont, CaliforniaによるTracker（登録商標）
血管内カテーテルがある。コイル２４または１０４など
のインプラントは、送達ワイヤ３２または１０２などの
送達ワイヤを介してカテーテルを通って所望の部位に前
進する。コイルは、図１１に示すように、一部がな血管
壁に接触するように配置される。これは、従来の触覚ま
たは蛍光透視方法により確認され得る。コイルの湾曲も
またコイルの位置を示す別の指標となる。この湾曲につ
いては後に詳述する。小血管、例えば直径が約０．４〜
０．８ｍｍの血管では、血管接触は自然に起こり得る。

【００７５】戻りまたは分散電極８（好ましくは、導電
性の大パッドの形状である）は、ＲＦ発生器４の一方の
端子に接続されたリード線と共に患者に配備される。Ｒ
Ｆ発生器の他方の端子は送達ワイヤ（３２、１０２）の
近位端部に接続される。次に、血管を効果的に加熱して
コイルの周りに狭窄を形成するために、ＲＦ信号がコイ
ルに供給される（図１１）。

【００７６】上述のように、ＲＦ電力は閉塞デバイスま
たは離脱可能なコイルの周りの環境を約５０〜１２０
℃、好ましくは約７０〜１００℃の温度に誘電により加
熱する。この温度では、血管が狭窄し血液が凝固する。
この血管狭窄は、管腔の周囲の組織内のコラーゲン成分
の収縮によるものと考えられる。コイルでの周波数約１
００ＫＨｚ〜１０ＭＨｚ、約０．１〜１０ワットの電力
が、上述のような６ｍｍのコイルに望ましい結果を提供
すると考えられる。以下に示す電力供給データは例示の
ためのものであり、本発明を限定するものではない。

【００７７】反射電力モニタ回路１０は、最初の０．５
秒間の電力供給にわたって、上述のように負荷から反射
される電力の基線読み取りを行う。プロセッサ５６４
は、所定の反射電力変化が起こるときＲＦ発生器４を遮
断するようにプログラムまたは選択される。約２０％以
上の反射電力の変化は、コイルが血管壁に埋め込まれ少
なくとも血管壁の一部がその周りで狭窄していることを
示していることを示すことが分かっている。少なくとも
約２０％の反射電力の変化が比較器５６３および／また
はプロセッサ５６４によって検出されると、従来の蛍光
透視方法を用いて血液が流れていないことを検出し、閉
塞を確認し得る。

【００７８】以下のデータは、電気分解コイルアセンブ
リおよび上述の５０オームＲＦ発生器を、反射電力モニ
タと共に用いて、ブタの血管系に行った多くの試験から
集めたものである。これらの試験では、発生器遮断回路
は用いられていない。

【００７９】それぞれが、長さ１ｍｍのパリレン(paral
ene)を被覆した先端部含む長さ６ｍｍ、らせん直径０．
２５ｍｍ、およびワイヤ直径０．０２５の電気分解によ
り離脱可能な白金コイルを選択した。各コイルをブタの
上行頚動脈に配置した。試験の半分以上において、閉塞
部位での動脈の内径は、約０．３〜０．７ｍｍの範囲で
あった。これらの試験では、発生器からの４ＭＨｚ、５
ワット（５６Ｖｐｐで８９ｍＡ）の電力により、組織の
加熱中には１．５ワットの反射電力が、および完全な閉
塞が生じると約２．５ワットの反射電力が得られた。他
の試験では、動脈の内径は約０．８ｍｍ〜２．５ｍｍの
範囲であった。発生器４からのＲＦ電力は、約１〜６Ｍ
Ｈｚの範囲の周波数において約１０〜４０ワットの範囲
であった。完全なまたは部分的な閉塞が実現された。動
脈の内径が約１．５ｍｍを超える、およびコイルが動脈
壁と接触していないのが分かっているいくつかの試験で
は、反射電力モニタ回路は反射電力の実質的な変化を示
したにも係わらず血管狭窄は実現しなかった。これは、
コイルに炭化された血液の膜が形成された結果であると
考えられる。しかし、これらのコイルは動脈壁に埋め込
まれていないので容易に除去し得た。

【００８０】閉塞が確認されると、コイルは上述のよう
におよび図１２に示すように送達ワイヤから離脱され
る。しかし、電気分解により離脱可能なコイルを用いる
ときは、閉塞部位を塩水により洗浄して、陰イオンの蛍
光透視撮像媒体を除去することにより、犠牲リンクを取
り囲む流体の電気分解特性を向上させる。上述のような
大きな血管を扱う場合のように部分閉塞が生じる場合
は、閉塞部位にさらに別のコイル（機械的にまたは電気
分解により離脱可能なコイル）を配置し得る。

【００８１】伝送中の電力の損失および高周波でのガイ
ドワイヤが制御され得る場合は、４ＭＨｚを十分に超え
る周波数が用いられ得る。このような場合には、ガイド
ワイヤは、可撓性のあるマイクロ同軸ケーブル、マイク
ロ波伝送ストリップライン、または選択された電力およ
び周波数を閉塞デバイスに効果的に伝送するのに適した
他の構造物であり得る。

【００８２】図４および図５に戻って、コイル１０４
は、好ましくは、例えば血管系内の接合部での操縦が容
易となるように湾曲した遠位端部を有する。約５ｍｍ〜
３０ｍｍの曲率半径が望ましい結果を提供することが分
かっている。しかし、血管閉塞デバイス１０４は好まし
くは極めて柔軟であり、全体的な形状は容易に変形され
る。カテーテル内に挿入されると、血管閉塞デバイス１
０４は容易に直線状になり、図４に示すようにカテーテ
ル内に軸方向に横たわる。血管閉塞装置１０４の遠位端
はまた、好ましくは、端部プラグまたは先端１５４を有
し、これにより管腔内構造に穴があくのが防止される。
この先端は好ましくは絶縁され、血管壁との高い電力密
度での接触が回避される。

【００８３】コイル１０４はまた、組織に効果的な電力
密度を提供して、効果的な血管加熱を促進させる。電力
密度は、好ましくは、上述のように約１Ｗ／ｍｍ²〜３
０Ｗ／ｍｍ²の範囲であり、血管穿孔の危険をなくすか
または最小限にするような密度とすべきである。例え
ば、コイルの表面積が大きすぎる場合は、電力密度は非
常に低くなり、血管圧縮または狭窄のための加熱が不十
分となり得る。一方、コイル表面積が小さすぎる場合
は、電力変移密度が増大し、その結果、血管穿孔が生じ
得る。適切なコイル構成例を以下に示す。これは例示の
ためのものであり、本発明を限定するものではない。

【００８４】閉塞デバイスの軸方向の全長は０．１０〜
１ｃｍの範囲であり得る。長さは、代表的には０．２５
〜０．７５ｃｍ、より好ましくは約０．５ｃｍである。
コイルは代表的にはセンチメートル当たり１０〜７５、
好ましくは１０〜４０の巻き数を有する。一般に、デバ
イスが金属コイルにより形成され、そのコイルが白金合
金またはニチノールなどの超弾性合金であるときは、ワ
イヤの直径は０．０００５〜０．００６インチの範囲で
あり得る。このような直径のワイヤが、０．００５〜
０．０２５インチの範囲の直径の初期形状に巻かれる。
ほとんどの血管神経の適応にとって、好適なデバイスの
直径は０．０１０〜０．０１８インチの範囲である。し
かし、これらのサイズは指針として提供されるものであ
って、本発明にとって重要なものではない。

【００８５】先端１５４の絶縁は、代表的には、ポリエ
チレン、ポリプロピレン、ポリウレタン、ポリエチレン
テレフタレート、ポリ塩化ビニルなどのポリマーであ
り、多くの手順によって形成され得る。これらは、管状
のデバイスを絶縁体で収縮包装することによって形成さ
れ得る。デバイスは溶融ポリマーに浸漬され得る。絶縁
体はまた、懸濁液またはラテックスの形態でスプレー塗
布され得る。このような手順およびポリマーにはそれぞ
れ長所および短所がある。例えば、剛直性が増すこと、
または補助的なプロセス手順が複雑化することである。
非常に望ましい熱可塑性絶縁体の１つとして、総称的に
パリレンとして知られているものがある。パラキシリレ
ンに基づいた様々なポリマーがある（例えば、ポリキシ
キシレン）。これらのポリマーは、代表的には、モノマ
ーの気相重合化によって基質に配置される。パリレンＮ
コーティングは、ジ（Ｐ−キシリレン）ダイマーの気
化、ピロール化(pyrollization)、および蒸気の凝固に
よって製造され、比較的低温で維持されるポリマーを製
造する。パリレン−Ｎに加えて、パリレン−Ｃはジ（モ
ノクロロ−Ｐ−キシリレン）から誘導され、パリレン−
Ｄはジ（ジクロロ−Ｐ−キシリレン）から誘導される。
パリレンを基質に塗布するには様々な公知の方法があ
る。例えば、米国特許第5,380,320号（J.R. Morris）、
米国特許第5,174,295号（Christianら）、米国特許第5,
067,491号（Taylorら）などには、外科用用具にこれら
を用いることが示されている。約０．００１”より薄
い、好ましくは約０．０００７５”より薄い、例えば約
０．０００２”の厚さのコーティングが望ましい。パリ
レンコーティングは、非常に薄くまた非常に可撓性があ
るという利点を有する。気相プロセスで塗布されるた
め、導電性領域のマスキングは、絶縁領域の被覆中に容
易に実現される。一般に、絶縁体は好ましくは５００キ
ロオーム／ｃｍ以上のバルク抵抗を有する。

【００８６】本出願全体にわたって多くの刊行物、特
許、および特許出願を出所を明らかにして引用した。こ
のような刊行物、特許、および特許出願の開示内容は本
出願に参考として援用されている。

【００８７】以上、本発明の特定の実施態様を詳細に説
明した。本発明の範囲内で、開示された実施態様からの
逸脱もなされ得、また本発明の精神および範囲から逸脱
することなく多くの変更および改変が当業者によってな
され得る。本発明の完全な範囲は、請求項およびそれら
の等価物において示される。

【００８８】

【発明の効果】本発明によれば、血管内の閉塞および／
または熱凝固を正確に検出することが可能となり、これ
により、血管閉塞デバイスが哺乳類の体内に配置される
と直ちに電力の供給を停止させることができる。この結
果、狭窄した血管に隣接する組織が加熱する危険が最小
限に押さえられるかまたは回避される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の原理に従って構成された管腔内閉塞装
置のブロック図。

【図２】図１の装置と共に使用される機械的に離脱可能
な閉塞デバイスアセンブリを連結した状態で示す。

【図３】図１の装置と共に使用される機械的に離脱可能
な閉塞デバイスアセンブリを離脱した状態で示す。

【図４】図１の装置と共に使用される電気分解により離
脱可能な閉塞デバイスアセンブリを、ガイドワイヤ、犠
牲リンク、および閉塞デバイスが相互連結した状態で示
す。

【図５】図４に示す相互連結の別の実施態様を示す。

【図６】閉塞デバイスの電気分解による分離を検出する
電力駆動送達および検出回路のブロック図。

【図７】図６のブロック図の概略代表例を示す。

【図８】図１の装置の好適な実施態様を示す概略図。

【図９】図１の装置の概略負荷図。

【図１０】反射電力と負荷インピーダンスとの間の関係
を示すグラフ。

【図１１】本発明の血管を閉塞する方法を示す概略図。

【図１２】本発明の血管を閉塞する方法を示す別の概略
図。

【符号の説明】

２ 電気閉塞装置 ４ ＡＣ発生器 ６ 管腔内閉塞デバイス ８ 戻り電極 １０ 反射電力モニタ回路 ２０、１００ 離脱可能なコイルアセンブリ ２２、１０２ 送達ワイヤ ２４、１０４ 血管閉塞デバイス ２６ カテーテル １０６ 犠牲リンク

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【手続補正書】

【提出日】平成８年８月５日

【手続補正１】

【補正対象書類名】図面

【補正対象項目名】全図

【補正方法】変更

【補正内容】

【図１】

【図２】

【図３】

【図１１】

【図４】

【図５】

【図６】

【図７】

【図８】

【図９】

【図１２】

【図１０】

Claims (16)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 哺乳類の体内に管腔内閉塞を提供する装
   置であって、 交流（ＡＣ）電力発生器と、 該発生器に電気的に接続する第１電極と、 該発生器に電気的に接続し、該発生器および該第１電極
   と共に駆動回路の一部を形成する分散電極と、 該駆動回路に接続し、該第１電極から該発生器に向かっ
   て反射される電力をモニタする反射電力モニタ回路と、
   を備えた装置。
2. 【請求項２】 前記反射電力モニタ回路が、前記駆動回
   路に接続し、反射電力に所定の変化が生じると、ＡＣ電
   力の前記第１電極への供給を変更する制御回路を含む、
   請求項１に記載の装置。
3. 【請求項３】 前記反射電力モニタ回路が、前記駆動回
   路に接続し、反射電力に所定の変化が生じると、ＡＣ電
   力の前記第１電極への供給を中断させる制御回路を含
   む、請求項１に記載の装置。
4. 【請求項４】 前記反射電力モニタ回路が、前記駆動回
   路に接続し、反射電力に少なくとも約２０％の変化が生
   じると、ＡＣ電力の前記第１電極への供給を中断させる
   制御回路を含む、請求項１に記載の装置。
5. 【請求項５】 前記反射電力モニタ回路が、前記発生器
   によって生成されるＡＣ信号と前記第１電極からの反射
   信号とを比較する回路を含む、請求項１に記載の装置。
6. 【請求項６】 細長い送達部材をさらに備え、前記第１
   電極が管腔内閉塞デバイスである、請求項１に記載の装
   置。
7. 【請求項７】 前記閉塞デバイスが、前記送達部材に機
   械的に離脱可能に連結される、請求項６に記載の装置。
8. 【請求項８】 前記閉塞デバイスが、前記送達部材に電
   気分解により離脱可能に連結される、請求項６に記載の
   装置。
9. 【請求項９】 前記ＡＣ発生器が高周波ＡＣ発生器であ
   る、請求項１に記載の装置。
10. 【請求項１０】 哺乳類の体内に管腔内閉塞を提供する
    装置であって、 交流（ＡＣ）電力発生器と、 該発生器に電気的に接続する第１電極と、 該発生器に電気的に接続し、該発生器および該第１電極
    と共に駆動回路の一部を形成する分散電極と、 該駆動回路に接続し、反射電力を検出する方向性カプラ
    と、を備えた装置。
11. 【請求項１１】 前記ＡＣ発生器が高周波発生器であ
    る、請求項１０に記載の装置。
12. 【請求項１２】 哺乳類の管腔を閉塞する方法であっ
    て、 （ａ）哺乳類の体内の所望の部位に閉塞デバイスを送達
    する工程と、 （ｂ）該閉塞デバイスに交流を印加する工程と、 （ｃ）該閉塞デバイスからの反射電力をモニタする工程
    と、を包含する方法。
13. 【請求項１３】 前記工程（ｂ）の後、基線反射電力信
    号を識別する工程と、前記モニタされた電力の該基線信
    号からの所定の変化に反応して、該閉塞デバイスへの交
    流の印加を中断させる工程とをさらに包含する、請求項
    １２に記載の方法。
14. 【請求項１４】 前記閉塞デバイスへのＡＣの印加が、
    反射電力の少なくとも約２０％の変化に反応して中断さ
    れる、請求項１３に記載の方法。
15. 【請求項１５】 ＡＣは高周波で前記閉塞デバイスに印
    加される、請求項１３に記載の方法。
16. 【請求項１６】 前記工程（ａ）が、前記閉塞デバイス
    に離脱可能に連結される送達部材を介して該閉塞デバイ
    スを所望の部位に送達することを包含する、請求項１２
    に記載の方法。