KR101564790B1 - 처짐방지기능을 갖는 분리형 코일 - Google Patents

Abstract

본 발명은 환자의 신체 내부의 표적지점에 임플란트를 전달하는 장치와 방법은 물론, 처짐방지 임플란트를 전달하는 장치와 방법, 그리고 임플란트를 전달장치에 연결/분리하는 방법에 관한 것이다.

Description

처짐방지기능을 갖는 분리형 코일{DETACHABLE COIL INCORPORATING STRETCH RESISTANCE}

본 발명은 환자의 신체 내부의 표적지점에 임플란트를 전달하는 장치와 방법은 물론, 처짐방지 임플란트를 전달하는 장치와 방법, 그리고 임플란트를 전달장치에 연결/분리하는 방법에 관한 것이다.

이식이 가능한 치료기구를 좀더 비외과적인 수단으로 전달하는 것이 바람직하다는 것은 널리 알려진 사실이다. 예를 들어, 혈관출혈을 제어하거나, 종양이나 나팔관이나 동맥이나 심혈관에 대한 혈액공급을 차단하는데 색전술을 이용했다. 최근에는 동맥류 치료를 위한 색전술이 많은 주의를 끌었다. 동맥류 치료에 사용된 임플란트는 흔히 일정 길이의 와이어를 코일형태로 감은 것으로 "마이크로코일(microcoil)"이라고도 한다. 마이크로코일은 동맥류를 막아 혈류를 늦추거나 정지시켜, 동맥류 내에 혈전증을 유도한다.

마이크로코일은 유연성이 대단히 크고 구조안전성은 아주 낮다. 이런 마이크로코일을 회수했다 재설치하기 위해, 최근 처짐방지기술에 많은 노력이 집중되었다. 예컨대, 처짐방지부재가 코일 내부를 관통하고 있는 처짐방지 색전코일이 Ken의 미국특허 5,582,619에 소개되었다. Wilson의 미국특허공개 2004/34363에 소개된 색전코일에서는 처짐방지부재의 말단부를 코일의 말단부 부근에 부착하고 기단부는 전달 카데터에 부착했다.

임플란트를 설치하는 종래의 기술에서는 여러가지 치료방식이 채택되었다. 예컨대, 임플란트의 재설치 분리장치가 Guglielmi의 미국특허 5,895,385와 Geremia의 5,108,407에 소개되었는데, 그 내용을 본 발명에서 참고하였다. Gandhi의 미국특허 6,500,149와 Handa의 4,346,712에 소개된 장치에서는 히터를 사용해 임플란트를 분리했는데, 마찬가지로 이들 발명도 본 발명에 참고하였다.

본 발명은 동맥이나 정맥과 같은 혈관, 좌심이와 같은 심장이상부, 난관과 같은 기관에 임플란트를 배치하여 설치하는데 사용되는 임플란트 전달분리장치를 제공하는 것을 목적으로 한다.

본 발명의 장치는 임플란트, 전달 카데터(푸셔나 전달푸셔라고도 함), 임플란트를 푸셔에 연결하는 분리형 조인트, 발열기구(히터라 함) 및 히터에 에너지를 공급하는 전원을 포함한다.

본 발명은 또한 처짐방지 색전코일을 전달하는 장치와, 이 코일을 전달장치에 탈부착하는 방법도 제공한다. 이 장치는 말단부와 기단부를 갖는 처짐방지부재와 코일을 구비한다. 처짐방지부재는 임플란트 코일을 전달 카데터에 탈부착하는 기능도 갖는다.

본 발명은 2005년 8월 25일 출원한 미국특허출원 11/212,830의 "임플란트의 열분리장치"에 소개된 전달기구도 이용한다.

본 발명에 있어서, 튜브, 스트링, 나사, 와이어, 필라멘트, 섬유 등을 이용해 임플란트를 푸셔에 연결한다. 튜브는 모노필라멘트, 로드, 리본, 중공 튜브 등의 형태를 가질 수 있다.

임플란트를 분리하기 위한 푸셔의 재료로는 폴리올레핀, 다우에서 Engage로 판매하거나 엑손에서 Affinity로 판매하는 만든 폴리올레핀 엘라스토머, 폴리에틸렌, 폴리에스테르(PET), 폴리아미드(나일론), 폴리우레탄, 폴리프로필렌, PEBAX나 Hytrel과 같은 블록 코폴리머, 또는 에틸렌 비닐 알코올(EVA)와 같은 폴리머; 실리콘, 라텍스 Kraton과 같은 고무질이 있다. 폴리머는 인장강도와 융점 조절을 위해 라디에이션과 가교결합되기도 한다. 다른 재료로는 니켈티타늄 합금(Nitinol), 금, 강과 같은 금속이 있다. 재료의 선택은 에너지 저장능력, 융점, 연화점, 분리전력, 치료부위 등에 따라 좌우된다.

튜브는 용접이나 매듭묶음이나 납땜이나 접착 등의 방식으로 임플란트나 푸셔에 결합된다. 임플란트가 코일일 경우 코일 내부공간을 관통하는 튜브를 코일의 말단부에 부착한다. 이 경우, 임플란트가 푸셔에 연결됨은 물론 다른 부재를 사용하지 않고도 코일에 처짐방지 기능을 부여할 수 있다. 한편, 임플란트가 코일, 스텐트(stent), 필터일 경우, 임플란트의 기단부에 튜브를 부착한다.

본 발명에 따라, 푸셔에 임플란트를 착탈하는 튜브는 분리과정 중에 방출되는 에너지 저장기 역할도 한다. 이 경우, 물질을 완전히 녹이지 않고도 열에 의해 튜브가 절단되기 때문에 임플란트를 분리하는데 필요한 시간과 에너지가 낮아지는 장점이 있다. 저장된 에너지는 임플란트에 힘을 가해 카데터에서 임플란트를 분리시키기도 한다. 이런 분리작용은 튜브가 재차 고화되면서 임플란트를 붙잡는 것을 방지하여 장치의 신뢰도를 더 높이기도 한다.

에너지 저장은 다양하게 이루어지는바, 임플란트와 푸셔 사이에 스프링을 배치하는 것이 일례이다. 튜브의 일단부를 푸셔나 임플란트에 결합하고 스프링이 일부 압축될 때까지 튜브의 자유단부를 당겨 임플란트나 푸셔의 타단부에 고정하여 임플란트를 푸셔에 연결할 때 스프링이 압축된다. 튜브의 양단부가 구속되어 있어, 튜브의 장력 형태의 에너지가 장치에 저장된다.

한편, 튜브의 일단부를 앞에서와 같이 고정한 다음, 튜브의 자유단부를 일정한 힘으로 당겨 튜브에 장력을 걸어주기도 한다. 튜브의 자유단부를 고정하면, 튜브의 늘어남(즉, 탄성변형)으로 에너지가 저장된다.

또, 푸셔의 말단부 부근에 히터를 배치하는데, 반드시 이 위치에 배치해야 하는 것은 아니다. 이때, 납땜, 용접, 접착, 기계식 결합 등의 기존의 방식을 이용한다. 히터는 코일, 열파이프, 중공 튜브, 밴드, 하이포튜브(hypotube), 바, 사다리꼴 등의 형상을 가질 수 있고, 그 재료는 강, 크롬코발트 합금, 백금, 은, 금, 탄탈륨, 텅스텐, 맹갈린(mangalin), 크롬니켈 합금, 전도성 폴리머 등을 사용한다. 이 튜브를 히터 가까이 배치하되, 히터의 내부공간에 관통시키거나 히터 둘레에 감는다. 튜브는 히터와 접촉하지만, 반드시 그래야 하는 것은 아니다. 조립을 쉽게 하기 위해, 튜브를 히터 가까이 두되 접촉은 안하도록 할 수도 있다.

전달 카데터나 푸셔는 기다란 부재이고, 말단부와 기단부는 임플란트를 치료위치에 옮기기에 적합하다. 푸셔는 히터에 전기를 공급하기 위한 전선과 코어를 갖고, 테이퍼형이거나 길이를 따라 강성을 가질 수 있으며, 말단부가 기단부보다 유연한 것이 보통이다. 일례로, 카데터와 같은 전달관 내부에 푸셔를 신축가능하게 배치하기도 하고, 푸셔의 내부공간에 와이어를 넣기도 한다. 또, 다른 기구 없이 푸셔를 직접 치료위치에 옮길 수도 있다. 형광투시법으로 푸셔를 구분할 수 있도록 푸셔에 방사선불투과 마커를 붙인다.

코어도 속이 차거나 빈(중공) 축, 와이어, 튜브, 하이포튜브, 코일, 리본이나 이들이 조합된 형태일 수 있다. 코어는 PEEK, 아크릴, 폴리아미드, 폴리이미드, 테플론, 폴리에스테르, PEBAX와 같은 블록 코폴리머 등등의 플라스틱 재료로 만들어진다. 플라스틱 부재는 그 길이를 따라 강성이 변할 수 있는데, 금, 유리, 탄소섬유, 브레이드(braid), 코일로 이루어진 강화섬유나 와이어를 사용하기도 한다. 한편, 스테인리스 스틸, 텅스텐, 크롬코발트 합금, 은, 구리, 금, 백금, 티타늄, 니켈티타늄 합금(Nitinol)과 같은 금속을 코어에 사용할 수도 있다. 또, 유리, 광섬유, 지르코늄과 같은 세라믹을 코어에 사용할 수도 있다. 코어는 이상 설명한 재료들을 복합적으로 이용하기도 한다.

일례로, 백금이나 탄탈륨과 같은 방사선불투과 물질을 코어로 사용하고, 강이나 크롬코발트와 같은 꼬임방지재료를 외피로 사용할 수도 있다. 코어의 두께를 적절히 선택하면 다른 마커를 사용하지 않고도 푸셔에서 방사선불투과 표시를 할 수 있다.

또, 코어의 재료로 처짐방지나 압축강도를 갖는 스테인리스 스틸과 같은 재료를 사용하되, 구리, 알루미늄, 금, 은 등과 같이 전기저항이 낮은 불질로 도금, 인발 등의 방법으로 가공하여 전도율을 높이면, 코어를 전도체로 사용할 수도 있다.

또, 코어 재료로 MRK(Magnetic Resonance Imaging) 특성을 갖는 유리나 광섬유를 사용하되, PEBAX나 폴리이미드와 같은 플라스틱 물질로 코팅하여 유리가 균열되거나 처지지 않도록 해도 된다.

본 발명에 의하면 히터를 푸셔에 부착한 다음, 히터에 전도체를 부착한다. 일례로, 푸셔의 길이 전체에 걸쳐 한쌍의 전선이 뻗어 푸셔의 말단부 부근에서 히터에, 기단부 부근에서 커넥터에 연결된다. 한편, 한쪽 전선은 푸셔의 길이 전체에 뻗고, 코어 자체를 전도체로 만들거나 코팅하여 두번째 전선 역할을 하도록 할 수도 있다. 전선과 코어는 푸셔의 말단부 부근에서 히터에 연결되고, 기단부 부근에서 커넥터에 연결된다. 또, 바이폴라 도체를 히터에 연결하고 무선에너지를 이용해 히터를 가동시킬 수도 있다. 어떤 경우에도, 이 도체는 코어에 평행하게 코어의 내부 공간을 관통한다.

또, 절연이나 단열 커버를 히터에 입힐 수 있다. 이런 커버는 PET, 테플론, 블록 코폴리머, 실리콘, 폴리이미드, 폴리아미드와 같은 절연재료로 만들어진다.

또, 푸셔의 기단부 부근에 전기커넥터를 배치하고, 이 커넥터를 통해 히터를 전원에 연결할 수도 있다. 이런 커넥터는 암수 핀이 여러개 달린 플러그 형태이거나, 클립형 커넥터에 연결되는 튜브나 핀이나 호일 형태일 수 있으며, 경우에 따라서는 외부전원에 결합되는 튜브나 핀이나 호일 형태일 수도 있다.

또, 푸셔를 외부전원에 연결해 히터를 이 전원에 연결할 수도 있다. 이 전원은 배터리이거나 전력망일 수도 있다. 이 전원은 직류전류(DC)나 교류전류(AC)나 고주파나 저주파의 무선전류를 공급하고, 실외에서 동작하는 컨트롤박스이거나 실내에서 작동하는 휴대기기이거나, 1회용이나 충전식이거나, 또는 1회용이나 충전식 배터리로 사용할 수 있는 것이다.

또, 사용자의 분리작업을 돕는 전자회로가 전원에 있을 수도 있다. 이 회로는 임플란트의 분리상태를 감지하고 분리가 되었을 때는 사용자에게 신호를 보낼 수 있다. 또는, 일정 시간이 경과되었을 때 사용자에게 신호를 보내는 타이머가 회로에 달려있거나, 일정 횟수의 분리가 일어났을 때 시스템을 꺼버리거나 신호를 보내거나 분리 횟수를 감시할 수도 있고, 또는 분리의 성공율을 높이기 위해 분리시도를 감시한 다음 전류나 전압이나 분리시간을 증가시킬 수도 있다.

또, 장치의 구조상 분리시간을 극히 짧게 하여, 1초 미만으로 할 수도 있다.

또, 분리하는 동안 표면온도를 최소화하는 구조를 가질 수도 있다. 일례로, 히터의 표면온도가 50도 미만, 바람직하게는 42도 미만일 수 있다.

또, 임플란트가 처짐방지 특성과 카데터에 분리 가능하게 연결되는 특성을 둘다 갖는다. 이렇게 되면, 처짐방지 임플란트를 만드는데 필요한 부품수와 조립단계가 줄어든다.

또, 처짐방지 임플란트의 연결부에 장력이 작용하면서 임플란트의 처짐방지부의 장력은 최소화할 수 있다. 따라서, 미국특허출원 11/212,830에 소개된대로 임플란트가 카데터에 부착된 동안 임플란트에 과도하지 않은 장력이 걸려있는데, 이런 장력이 과도하면 색전코일과 같은 임플란트에 변형이 일어난다.

이하, 첨부 도면들을 참조하여 본 발명에 대해 자세히 설명한다.

도 1은 본 발명의 첫번째 분리장치의 측단면도;
도 2는 본 발명의 두번째 분리장치의 측단면도;
도 3A는 본 발명에 따른 직류 시그널링 전류도;
도 3B는 본 발명에 따른 교류 시그널링 전류도;
도 4는 본 발명에 따른 세번째 분리장치의 측단면도;
도 5는 본 발명에 따른 분리장치의 표면온도 그래프;
도 6은 본 발명에 따른 분리장치의 전기커넥터의 측단면도;
도 7은 본 발명에 따른 분리장치의 방사선 불투과층의 측단면도;
도 8은 본 발명에 따른 스텐트가 달린 분리장치의 측단면도;
도 9는 본 발명에 따른 임플란트의 측단면도.

도 1에는 본 발명의 분리장치(100)의 말단부가 도시되어있다. 분리장치(100)의 전달푸셔(102; delivery pusher)는 유연성을 갖고, 환자의 신체에, 더 자세하게는 임플란트(112)를 이식할 표적공간부까지 임플란트(112)를 운반하는데 사용된다. 표적공간부로는 동맥이나 정맥과 같은 혈관, 좌심이와 같은 심장이상부, 난관과 같은 기관이 있지만, 물론 이에 한정되는 것도 아니다.

처짐방지 튜브(104)를 통해 임플란트(112)를 전달푸셔(102)에 분리 가능하게 결합하는데, 여기서는 전달푸셔(102)에 접착되는 플라스틱 튜브를 튜브(104)로 사용하지만, 단단한 실린더형 튜브를 사용할 수도 있다. 이런 처짐방지 튜브(104)는 임플란트(112)의 내강을 관통한다.

전달푸셔(102)의 말단부 부근, 처짐방지 튜브(104) 가까이에 히터(106)를 배치한다. 히터(106)는 외부로 노출되거나 혈액에 노출되게 튜브(104)를 감싸거나, 그렇지 않으면 슬리브, 재킷, 에폭시, 접착제 등을 히터(106)에 피복한다. 전달푸셔(102)는 양극 전선(108)과 음극 전선(110)을 갖는데, 이들 전선(108,110)은 용접이나 납땜으로 히터(106)에 연결된다.

전선(108,110)은 전원(도시 안됨)에도 연결되고, 도시된 바에 의하면 음극전선(110)은 히터(106)의 말단부에 연결되고 양극전선(108)은 히터(106)의 기단부에 연결된다. 그러나, 이런 연결을 반대로 하여, 음극전선(110)을 히터의 기단부에 연결하고 양극전선(108)은 히터의 말단부에 연결할 수도 있다.

전선(108,110)을 통해 히터(106)에 에너지를 공급하여, 히터(106) 근처에서 튜브(104)의 일부분을 절단하는데, 히터(106)가 튜브(104)에 반드시 직접 접촉할 필요는 없다. 히터(106)에서 생긴 열로 인해 튜브(104)가 절단될 정도로만 히터가 튜브(104) 가까이 위치하면 된다. 히터(106)의 작용으로 임플란트(112)의 내강 안쪽으로 히터의 말단부 부근의 튜브(104) 구간이 임플란트(112)와 함께 전달푸셔(102)로부터 이탈된다.

임플란트(112)는 색전코일(embolic coil)로서, 적당한 길이의 전선이 나선형으로 꼬인 미세코일이다. 이 코일은 백금, 로듐, 팔라듐, 레늄, 텅스텐, 금, 은, 탄탈륨, 이들의 합금은 물론 각종 수술등급의 스테인리스 스틸을 포함한 생체적합 물질로 이루어진다. 구체적으로는 미국 뉴욕주 마운트 버뇬의 Sigmund Cohn사의 백금/텅스텐 합금인 Platinum 479(백금 92%와 텅스텐 8%) 및 Nitinol로 알려진 니켈/티타늄 합금이 있다.

이 코일을 만드는데 적당한 다른 재료로는 방사선 불투과성 금속과 고탄성 금속을 함유한 바이메탈 와이어가 있다. 이런 바이메탈 와이어는 영구변형에 내성을 가지기도 한다. 바이메탈 와이어의 예로는 Sigmund Cohn사에서 판매하는 것으로 외피는 Nitinol이고 내부코어는 순수 백금인 제품과 Shrewsbury사의 Anomet(제품명)이 있다.

미국특허 6,605,101에서 소개한 색전코일은 임플란트(112)로 사용하는 것으로 1, 2차 구성을 갖는데, 2차 구성은 배치가 끝난 뒤 코일의 수축을 최소화하기 위한 것이다. 이 특허의 내용을 본 발명에서 참고했다. 또, 임플란트(112)를 기존의 하이드로겔이나 생리활성물질로 코팅할 수도 있다.

코일형 임플란트(112)는 내부를 관통하고 있는 처짐방지 튜브(104)가 임플란트 자체보다 변형에 대한 내성이 더 강하기 때문에 잘 풀리지 않는다. 처짐방지 튜브(104)는 임플란트(112)가 풀릴 상황에서도 임플란트가 풀리지 않는데 도움을 준다.

조립을 하는 동안 임플란트에 잠재에너지가 축적되어 분리를 촉진한다. 일례로, 히터(106)와 임플란트(112) 사이에 스프링(116)을 설치한다. 이 스프링은 조립하는 동안 압축되고, 튜브(104)의 말단부는 임플란트(112)의 말단부에 연결되거나 비외상성 말단부(114)로 마무리된다.

한편, 처짐방지 튜브(104)가 폴리올레핀 엘라스토머, 폴리에틸렌 또는 폴리프로필렌과 같은 재료로 만들어지기도 한데, 튜브의 일단부는 전달푸셔(102)에 연결되고 자유단부는 임플란트(112)를 통해 당겨지는데, 이때 임플란트(112)의 기단부는 (스프링이 없을 경우) 히터(106)와 일치하지만, 스프링(116)이 있을 경우 스프링과 일치한다. 튜브(105)에 예비하중이나 변형을 가해 예비장력을 가해, 튜브(104)에 (전달푸셔의 종축선에 일치하거나 평행한 방향으로) 에너지를 축적한다. 이런 힘이나 변형은 튜브의 재질이나 길이에 따라 좌우되는데, 튜브의 길이 자체는 전달푸셔의 연결점과 임플란트의 길이에 의해 좌우된다. 일반적으로, 이 힘은 튜브의 탄성한계보다는 작아도, 열을 받았을 때 튜브를 절단시키기에는 충분하다. 설치될 임플란트가 뇌혈관일 경우, 튜브의 직경은 0.001~0.007 인치이다. 물론, 필요에 따른 임플란트의 종류와 크기에 따라 튜브의 크기도 바뀔 수 있다.

도 2의 다른 분리장치(200)는 도 1의 분리장치(100)와 여러 요소를 공유한다. 예컨대, 임플란트(112)는 동일하다. 도 1의 분리장치(100)에서와 같은 요소에는 동일한 번호를 붙여 표시한다.

이 분리장치(200)에서는 처짐방지 튜브(104)의 일부분과 관련 임플란트(112)를 분리하는데 내부 히터(206)를 사용한다. 이 분리장치(200)는 코어(218)를 갖춘 전달푸셔(202)와, 전달푸셔(202) 내부를 관통하는 양극전선(208)/음극전선(210)을 구비한다.

내부 히터(206)를 형성하기 위해, 양극전선(208)과 음극전선(210)을 전달푸셔(202)의 코어(218)에 연결하되, 코어의 말단부에 연결하는 것이 좋다. 양극전선(208)은 코어(218)의 제1 말단부에 연결되고, 음극전선(210)은 코어(218)의 제2 말단부에 연결되는데, 제2 말단부는 제1 말단부 가까이 있다. 한편, 구성을 반대로 하여 양극전선(208)을 제2 말단부에 연결하고 음극전선(210)을 제1 말단부에 연결할 수도 있다. 양극전선(208)과 음극전선(210)을 코어(218) 말단부에 연결하면, 이런 코어 말단부와 양쪽 전선(208,210)이 다함께 내부 히터(206)의 회로를 구성한다.

양쪽 전선(208,210)에 연결된 전원(도시 안됨)에서 전류가 흐르면 히터(206)에 의해 온도가 상승한다. 그 결과, 히터(206)에 가까운 처짐방지 튜브(104) 부분이 절단되어 임플란트(112)와 함께 분리장치(200)에서 분리된다.

히터(206)가 튜브(104) 내부공간에 위치하기 때문에, 히터(206)는 환자의 신체에서 분리되어 있다. 그 결과, 히터(206)의 열 때문에 주변 체조직이 상할 위험이 줄어든다.

분리장치(200)의 조립을 쉽게 하고 사이즈의 제약을 해결하기 위해 튜브(104)의 기단부나, 이 기단부에 연결된 더 큰 튜브(도시 안됨)의 말단부를 벌릴 수도 있다.

분리장치(100)와 마찬가지로, 압축스프링(116)에 의해서나 조립과정중에 튜브(104)의 예비인장에 의해 장치내에 에너지가 축적된다. 장치에 축적된 잠재에너지의 방출로 인해 임플란트(112)를 분리할 추가압력이 생기고, 임플란트(112)가 설치되었을 때 임플란트(112)에 연결된 처짐방지 튜브(104) 부분이 히터(206)에서 떨어져나간다. 이때문에 튜브(104)가 분리절단되어 필요한 분리시간과 온도가 줄어든다. 분리장치(200)의 처짐방지 튜브(104)의 말단부도 임플란트(112)의 말단부에 연결되거나 비외상성 말단부(114)로 마무리된다.

도 4의 분리장치(300)는 도 1, 2의 분리장치(100,200)와 비슷하지만, 전달푸셔(301) 안에 있는 히터(306)에 의해 임플란트(302)가 분리되고, 또한 임플란트(302)를 전달푸셔(301)에 연결하는데 튜브(310)를 이용한다. 전달푸셔(301)의 말단부에 있는 코일형 히터(306)는 전선(308,309)에 연결되고, 이들 전선은 전달푸셔(301) 안에 위치하면서 전달푸셔의 기단부에서 나와 전원(도시 안됨)에 연결된다. 튜브(310)는 히터(306) 가까이 위치하되, 기단부는 전달푸셔(301) 내부에 고정되고 말단부는 임플란트(302)에 연결된다. 전선(308,309)에 전류가 흐르면, 히터(306)에 의해 온도가 상승해 마침내 튜브(310)가 파손되어 임플란트(302)가 분리된다.

히터(306)에서 환자의 주변 체조직으로의 열전달을 줄이고 전기절연을 위해, 전달푸셔(301)의 말단부 외피를 절연커버(304)로 둘러싼다. 절연커버(304)의 두께가 커질수록 단열성도 높아지지만, 전달푸셔(301)의 강성과 직경도 커져 운반을 하는데 어려움도 커진다. 따라서, 커버(304)의 두께는 단열효과는 충분하면서도 전체적인 강성 증가는 없는 범위내에서 채택한다.

임플란트(302)에 대한 튜브(310)의 결합상태를 강화하기 위해, 용접점(318)에서 임플란트(302)에 이음고리(322)를 용접하고, 전달푸셔(301)의 표면에 보강재(312)를 덧댄다. 튜브(310)는 임플란트(302)의 기단부를 둘러싸면서 매듭(316)을 형성한다. 튜브가 풀리는 것을 더 확실히 방지하기 위해 매듭(316) 둘레에 접착제(314)를 바르면 좋다.

분리장치(100,200)와 마찬가지로, 도 1의 압축스프링(116)과 비슷하지만 도 4에는 도시되지 않는 압축스프링에 의해서나 조립 도중에 튜브(104)에 예비인장을 걸어서 장치에 에너지를 축적할 수 있다. 본 실시예에서는, 튜브(310)의 일단부를 임플란트(302)의 기단부 근처에 연결하고, 튜브(310)의 자유단부는 전달푸셔(301)의 말단부를 관통해 출구(도시 안됨)로 나오도록 한다. 튜브(310)의 자유단부에 일정한 힘을 걸어주거나 튜브를 움직여서 튜브에 인장력을 작용시켜 탄성변형 에너지를 축적한다. 튜브(310)의 자유단부는 앞에서와 마찬가지로 매듭형태로 묶거나 접착제를 발라 전달푸셔(301)에 단단히 결합한다.

임플란트(302)가 제자리에 설치되면, 장치에 축적된 잠재에너지에 의해 임플란트(302)와 이곳에 연결된 튜브(310) 일부분이 히터(306)에서 분리된다. 이렇게 되면 튜브(310)가 파손되어 분리되기 때문에 분리시간과 온도가 줄어든다.

본 발명은 이런 분리장치(100,200,300)를 이용한 방법에 관한 것이기도 하다. 후술하는 예는 뇌동맥 폐색에 대해 분리장치(100,200,300)를 이용하는 것에 대해 설명하지만, 이런 분리장치와 그 구성요소나 임플란트는 다양한 체내이상을 치료하기 위해 적절히 변형이나 변경을 가하여 사용할 수도 있는 것은 말할 나위도 없다.

분리장치의 전달푸셔(102,202,301)의 직경은 0.01 내지 0.03 인치이고, 전달푸셔(102,202,301)의 말단부와 임플란트(112,302)에 연결되는 튜브(104,310)의 직경은 0.0002 내지 0.02 인치이며, 임플란트(112,302)의 직경은 0.005 내지 0.02 인치이며 0.0005 내지 0.005 인치의 와이어를 감은 것이다.

분리장치(100,200,300)에 에너지가 축적되면, 임플란트(112,302)를 분리하는데 사용되는 힘은 최대 250g이다.

전달푸셔(102,202,301)는 코어(218)와 적어도 하나의 전선(108,110,208,210,308, 309)을 갖는데, 코어(218)는 전도체일 수 있고, 또는 한쌍의 전선을 사용하거나 바이폴라 와이어를 사용할 수도 있다.

지금까지의 설명에서는 임플란트가 코일형이었지만, 다른 형태의 임플란트도 사용할 수 있다. 예컨대, 도 8의 분리장치(300)에서의 임플란트는 스텐트(390; stent)인데, 이 스텐트(390)는 전술한 분리장치(100,200,300)에서와 비슷하게 분리된다. 또, 이런 분리장치(100,200,300)는 필터, 메시, 비계 등의 다른 임플란트를 운반할 수도 있다.

도 7에 도시된 전달푸셔(350)는 전술한 어떤 전달푸셔(102,202,301)로도 사용될 수 있는 것으로, 사용자에게 전달푸셔의 위치를 알려주는 방사선불투과성 물질을 포함하고 있다. 구체적으로, 방사선불투과성 마커가 전달푸셔(350)에 부착되어 있어 원하는 위치에 따라 두께를 달리하며, 최종적인 전달푸셔의 제작을 더욱 쉽고 정밀하게 한다.

Guglielmi의 미국특허 5,895,385에 소개된 기존의 전달푸셔는 금, 탄탈륨, 텅스텐, 백금과 같은 고밀도 물질을 환형의 밴드나 코일 형태로 만든 것이다. 이 경우, 방사선불투과 구간을 구분하기 위해 스테인리스 스틸과 같은 저밀도 물질에 마커를 부착했고, 이 마커가 전달푸셔의 말단부에서 일정 거리(3cm 정도) 떨어져 있어야 하기 때문에, 이 위치를 정확히 해야만 했고 전달푸셔(350)의 말단부가 뇌동맥류에 손상을 주거나 다른 합병증을 유발하곤 했다. 예컨대, 전달푸셔가 마이크로카데터(microcatheter)에 구멍을 뚫기도 한다. 또, 기존의 전달푸셔는 제조과정이 어렵고 비용이 많이 드는데, 특히 서로 다른 물질들을 접착하기 때문에 그렇다.

본 발명의 방사선불투과 시스템은 첫번째 불투과 물질을 전달푸셔(350)에 부착하면서 두번째 불투과물질의 두께를 변화시키기 때문에, 여러 구간들을 서로 접착할 필요가 없어진다. 도 7에서 보듯이, 전달푸셔(350)의 첫번째 방사선불투과 물질인 코어(354)를 (기존의 방사선투과 물질인 스틸, Nitinol, Elgiloy와는 반대로) 텅스텐, 탄탈륨, 백금, 금과 같은 방사선 불투과 물질로 만든다.

이 전달푸셔(350)에는 방사선 불투과도가 다른 두번째 외피(352)가 있는데, 이 외피(352)는 코어(354)보다 불투과도가 낮은 물질인 Elgiloy, Nitinol이나 스테인리스 스틸과 같은 물질로 만든다. 이와 관련해, 코어(354)와 외피(352) 둘다 눈에 보이며 형광투시법으로 서로 구분할 수 있다. 외피(352)는 전달푸셔(350)의 길이를 따라 두께가 변하면서 유연성이 증가하고 방사선투과도도 달리한다. 외피(352)에서 두꺼운 부분은 형광투시법으로 보아 얇은 부분보다 사용자에게 더 선명하게 보인다.

외피(352)의 두께가 바뀌는 부분은 연삭, 인발, 단조와 같은 자동화 곶어에서 원하는 위치에 정확히 생길 수 있다. 이런 자동화공정을 통해, 마커를 손으로 측정하고 배치할 필요성이 없어지고 심지어는 별도의 마커를 다른 방사선 투과구간에 부착할 필요도 없어져, 제조비와 시스템의 복잡도가 줄어든다.

본 실시예의 전달푸셔(350)의 외피(352)는 3개의 구간으로 구분되는데, 각각의 길이는 기단부(356)137cm, 중간부(358) 10cm, 말단부(360) 3cm이다. 각 구간의 길이는 전달푸셔(350)의 용도에 따라 결정되는데, 예를 들어 3cm의 말단부(360)는 전달푸셔(350)가 위치하는 마이크로카데터의 방사선불투과 마커에 말단부의 끝부분을 일치시키는데 사용된다. 각 구간의 직경도 임플란트의 용도와 크기에 따라 결정된다. 예컨대 뇌동맥류의 경우, 각각의 직경이 기단부(356) 0.005~0.015 인치, 중간부(358) 0.001~0.008 인치, 말단부(360) 0.0005~0.010 인치이다. 코어(354)의 직경은 어느 지점에서도 보통 전달푸셔(350)의 직경의 10~80% 정도이다.

한편, 전달푸셔(350)의 구간을 도 7과는 달리하는 것도 가능하다. 방사선불투과성 코어(354)가 전달푸셔(350)에서 돌출하는 길이도 달리할 수 있다. 예를 들어, 코어(354)가 전달푸셔(350)의 말단부에서 3cm 돌출하여, 형광투시법으로 다른 위치마커를 제공할 수도 있다.

전달푸셔(350)의 각 구간(356,358,360)이 방사선불투과 마킹시스템을 좀더 정밀하게 하고, 이때문에 제작이 용이하며 형광투시법으로도 쉽게 구분할 수 있다. 또, 마커의 정밀도가 높아져서, 제작과정 중에 전달푸셔를 제대로 배치하지 못할 위험도 줄어든다.

작동시, 환자의 몸 안에 마이크로카데터가 위치하고, 마이크로카데터의 말단부가 표적 가까이 위치한다. 전달푸셔(350)가 마이크로카데터의 말단부 안으로 들어가고, 이때 형광투시법으로 코어(354)와 외피(352)가 보인다.사용자는 마이크로카데터의 마커를 말단부(360)의 단부와 일치시키면서, 마이크로카데터의 끝부분에 대한 임플란트(112,302)의 위치를 계속 주시한다.

전달푸셔(350)의 강성으로 인해 동맥이 손상될 위험이 높은 경우, 임플란트의 기단부를 분리과정 동안 마이크로카데터의 말단부의 약간 안에 위치시킨 다음, 전달푸셔(102,202,301,350)와 같은 부속기구를 사용해 임플란트(112,302)의 기단부를 마이크로카데터 밖으로 밀어낸다. 한편, 사용자는 마커를 사용해 전달푸셔의 말단부를 마이크로카데터의 말단부 밖에 위치시킬 수도 있다.

일단 분리장치(100,200,300)의 임플란트(112,302)가 표적 부근에 위치하면, 작업자는 임플란트를 필요한 위치에 두는 작업을 반복한다. 표적에서 임플란트(112,302)를 분리해야할 때, 작업자는 전선(108,110,208,210,308,309)을 통해 히터(106,206,306)에 에너지를 걸어준다. 전원으로는 벽면의 콘센트나, 커패시터나 배터리를 포함해 어떤 것도 사용할 수 있고, 여기서는 분리장치(100,200,300)의 저항에 따라 1~100V의 전압을 걸어주어 1~5000 mA의 전류를 일으킨다.

도 6에는 분리장치(100,200,300)를 전원에 연결하는데 사용되는 커넥터(400)가 도시되었다. 이 커넥터(400)는 전도성 코어(412)의 기단부를 절연층(404)으로 감싼 것이고, 절연층(404)은 폴리올레핀, PET, 나일론, PEEK, 테플론, 폴리이미드와 같은 재료로 된 플라스틱 수축튜브이며, 표면에 폴리우레탄, 실리콘, 테플론, 파라리엔(paralyene)과 같은 물질을 코팅하기도 한다. 절연층(404) 겉면에는 도전 밴드(406)를 붙이고 몰딩밴드(414)나 접착제나 에폭시로 이를 고정한다. 이때문에, 코어(412)와 도전밴드(406) 사이가 절연된다. 도전 밴드(406)는 은, 금, 백금, 강, 구리, 도전 폴리머, 도전 접착제 등과 같이 전기전도성 물질로 이루어지며, 그 형태도 밴드나 코일이나 호일 형태를 갖는다. 도전밴드의 재료로는 박막으로 만들기 쉽고 구입의 용이성 때문에 금이 가장 바람직하다. 전술한 바와 같이, 코어(412) 표면에 금, 은, 구리, 알루미늄 등을 도금하여 전도율을 높일 수도 있다.

도 1, 2, 4에 도시된 바와 같은 운반장치의 말단부에서 도전밴드(406)와 코어(412)와 히터를 연결하는데 2개의 전선(408,410)을 이용한다. 이들 전선(408,410)은 납땜, 용접, 레이저용접, 접착 등의 기술로 연결되는 것이 바람직하다.

일단 환자의 몸 속에서 임플란트(112,302)를 분리할 준비가 되었으면, 코어(412)의 비절연 구간(402)에 첫번째 전기커넥터를 연결하고, 도전밴드(406)에 두번째 전기커넥터를 연결한다. 이들 2개의 전기커넥터에 전기가 공급되면 분리장치(100,200,300) 내부에 전기회로가 형성되어, 히터(106,206,306)에 의해 온도가 상승하면서 튜브(104,310)가 절단된다.

분리장치(100,200,300)가 전원에 연결되고 사용자가 전류나 전압을 걸어 히터의 온도를 높이면, 예비장력이 걸려있던 튜브(104,310)는 열로 인한 크리이프(creep)로 인해 길이가 짧아지려고 한다. 즉, 히터로 인해 튜브의 전체 길이가 줄어든다. 그러나, 튜브(104,310)의 양단부는 전술한 바와 같이 제자리에 고정되어 있으므로, 튜브는 짧아질 수 없으며 결국은 끊어지게 되어 임플란트(112,302)를 방출하는 것이다.

장치 내부에 스프링(116)이나 튜브(104,310)의 변형으로 이미 장력이 걸린 상태이기 때문에, 튜브(104,310)를 끊어내는데 필요한 축소량은 예비장력이 없을 때의 축소량보다 적어진다. 이때문에, 임플란트(112,302)를 방출하는데 필요한 온도와 시간도 줄어든다.

도 5는 분리장치(300)의 절연커버(304) 표면온도를 보여주는 그래프이다. 분리하는 동안의 표면온도가 시간에 따라 선형으로 변하지 않음을 알 수 있다. 특히, 히터(306)에서 생긴 열이 1초가 지나서야 절연커버(304)에 침투하여 표면온도가 급격히 상승한다. 절연재의 재질에 따라 이런 1초의 시간이 늘어나거나 줄어들 수도 있지만, 분리장치(100,200,300)의 직경이 작아야 하기 때문에 절연커버가 두꺼우면 표면온도 증가가 상당히 지체될 것이다.

물론, 분리장치(100,200,300)의 구성도 아주 다양하게 할 수 있다. 예를 들어, 절연커버(304)의 재료로 테플론, PET, 폴리아미드, 폴리이미드, 실리콘, 폴리우레탄, PEEK 등을 사용할 수 있다. 본 실시예에서는 분리장치의 절연커버의 두께가 0.0001~0.040 인치이지만, 대퇴기형에 사용할 때는 더 두껍게 하고, 뇌동맥류와 같이 말초부의 복잡한 위치에 사용할 때는 더 얇게하는 것이 좋을 것이다.

이런 표면온도 증가로 인한 손상과 예상되는 합병증을 최소화하기 위해, 본 발명에서는 표면온도가 급격히 증가하기 전에 임플란트(112,302)를 분리하되, 가급적 1초 이전에, 더 바람직하게는 0.75초 이전에 분리한다. 이렇게 되면, 표면온도가 50℃, 바람직하게는 42℃를 넘지 않는다.

사용자가 임플란트(112,302)를 분리하고자 시도했으면, 분리가 제대로 되었는지 확인해야 한다. 전원에 설치된 회로를 이용해 분리가 제대로 되었는지 확인할 수 있다. 일례로, 임플란트(112,302)를 분리하도록 히터(106,206,306)를 작동시키는 분리전류를 걸어주기 전에 초기 시그널링 전류가 공급된다. 이 시그널링 전류는 사용자가 분리를 시도하기 전에 장치내의 인덕턴스를 판단하여, 성급한 분리를 일으키지 않도록 분리전류보다 낮은 값을 갖는 전류이다. 분리를 시도한 뒤, 비슷한 시그널링 전류를 사용해 처음 인덕턴스 값과 비교되는 두번째 인덕턴스 값을 결정한다. 이런 첫 인덕턴스 값과 두번째 인덕턴스 값에 상당한 차이가 있으면 임플란트(112,302)가 제대로 분리되었다는 표시이고, 차이가 없으면 제대로되지 않았다는 표시이다. 이때문에 사용자는 임플란트(112,302)가 분리되었는지 여부를 쉽게 결정할 수 있고, 심지어는 도 1, 2, 4와 같이 비전도성 온도민감 폴리머를 사용해 임플란트를 부착한 장치의 경우에도 그렇다.

여기서 사용되는 전류는 별도의 표시가 없으면 교류(AC), 직류(DC) 및 무선전류를 모두 포괄하는 의미이다. "변동"이란 의미도 주파수가 0이상인 고주파와 저주파를 모두 포함하는 의미이다. 권선이나 환상형은 광의의 의미로서 원형, 타원형, 구형, 4변형, 삼각형, 사다리꼴 등의 다양한 형상을 모두 포괄한다.

변동전류가 권선이나 환형 전선을 통과할 때 자기장이 생긴다. 전류가 증감하면, 자기장 강도도 증감한다. 이런 자기장의 요동으로 인덕턴스가 생기고, 인덕턴스는 전류의 변동을 억제하는 경향이 있다. 코어에 감긴 코일의 인덕턴스(L)는 권선수(N), 코어의 단면적(A), 코어의 투자율(μ), 코일의 길이(l)에 의해 아래 식 1과 같다:

L = .4πN²Aμ/l (1)

전원에 연결된 전선(108,110,308,309)의 권선으로 히터(106,306)가 형성된다. 튜브(104,310)의 투자율은 μ1이고, 길이 l, 단면적 A, 권선수 N의 히터의 중심에 위치한다. 분리하기 전의 시그널링 전류 i1은 도 3과 같고 주파수 f1으로 코일권선에 흐른다. 이 시그널링 전류는 임플란트를 분리하기에는 낮은 전류이다. 이런 시그널링 전류를 기반으로, 저항계를 이용해 (장치내 인덕턴스로 인한 전기저항인) 유도저항 XL을 측정한 다음, 장치내의 초기 인덕턴스 L1을 아래 식으로 계산한다.

L1 = XL/(2πf1) (2)

L1은 식 (1)에 의해 튜브(104,310)의 코어의 투자율 μ1에 의해 결정되고, 참고값으로 저장된다. 분리하고자 할 때, 더 높은 전류나 시그널링 전류와 다른 주파수의 전류가 히터에 흘러, 튜브(104,310)가 분리되면서 임플란트(112,302)가 분리된다. 분리가 성공적이면 튜브(104,310)는 더이상 히터(106,306) 내부에 존재하지 않고, 환자의 혈액, 조영제, 생리식염수, 공기 등의 다른 물질로 히터 내부가 채워진다. 이런 히터 내부 물질의 투자율은 μ2로서, 코어의 투자율 μ1과는 다르다.

히터(106,306)에 두번째 시그널링 전류(주파수 f2)가 흐르는데, 이 전류는 첫번째 시그널링 전류와 주파수가 같은 것이 좋지만, 달라도 장치의 동작에는 영향을 주지 않는다. 두번째 시그널링 전류를 기초로, 두번째 인덕턴스 L2가 계산된다. 분리가 성공되었으면, 투자율 μ1, μ2의 차이 때문에 L2는 L1과 다르다(높거나 낮다). 분리가 실패했드면, 이들 인덕턴스 값들이 상대적으로 비슷하다(오차범위내에 있다). 2개 인덕턴스 값을 비교해 분리가 확인되었으면, 소리나 빛으로 경보나 신호를 보내 사용자에게 분리의 성공을 알린다.

본 발명에 따른 분리장치(100,300)는 원할 때 자동으로 인덕턴스를 측정하는 기기를 연결하여 필요한 계산을 하고, 임플란트가 분리되었음을 사용자에게 알려주도록 할 수 있다. 그러나, 이런 모든 단계의 전체나 일부를 수동으로 하는 것도 본 발명의 범위에 포함됨은 물론이다.

연결상태와 분리상태 사이의 인덕턴스도 직접 계산하지 않고 결정할 수 있다. 예컨대, 분리 전후의 유도저항(XL)을 측정해 비교하면 된다. 또는, 장치의 시정수를 비교해 분리를 결정할 수도 있는데, 시정수란 전류가 정상값의 일정 비율에 도달하는데 걸리는 시간을 말한다. 시정수는 인덕턴스에 의해 좌우되므로, 시정수의 변화도 인덕턴스의 변화를 나타낸다.

본 발명은 이상 설명한 분리상태 검사와 관련해 사용되는 피드백 알고리즘도 포함한다. 예를 들어, 이 알고리즘은 임플란트의 분리시도가 실패한 뒤에는 분리전압이나 분리전류를 자동으로 높인다. 이와 같은 측정, 분리시도, 측정, 분리 전압/전류 증가의 사이클은 분리상태가 감지되거나 전압값이나 전압값이 일정 한계에 도달할 때까지 계속된다. 저전력 분리시도가 먼저 이루어진 뒤, 분리가 될 때까지 전력이나 시간을 증가시키면서 자동으로 다음 분리시도가 이루어진다. 따라서, 분리 전력을 공급하는 메커니즘의 배터리 수명은 늘어나면서 평균 분리시간은 크게 줄어든다.

도 9에 도시된 본 발명의 임플란트(500)는 코일(501)과 처짐방지부재(502)를 갖는데, 처짐방지부재(502)는 코일(501)의 선에 감겨 매듭(503)을 이룬다. 임플란트(500)의 코일(501)은 금속이나 플라스틱 와이어로 이루어질 수 있다. 도 9에는 코일이 직선형이지만, 나선형, 꽃무늬, 구형, 상자형 등의 다른 형상을 가질 수도 있다.

처짐방지부재(502)의 재료도 다른 것, 예컨대 폴리올레핀, 폴리에틸렌, 에틸렌-옥텐 코폴리머와 같은 폴리올레핀 엘라스토머, PGLA와 같은 생분해성 재료, 아크릴아미드나 폴리에틸렌 글리콜(PEG)을 기제로 하는 하이드로겔 재료, 폴리에틸렌 테레프탈레이트(PET), 나일론, 아미드-기제 폴리머, PEBAX와 같은 블록 코폴리머, 폴리프로필렌을 사용할 수 있다.

처짐방지부재(502)는 말단부와 기단부를 갖고, 코일(501) 중앙을 관통해 코일 기단부 부근에서 코일을 빠져나온다. 처짐방지부재(502)는 또한 코일(501)의 기단부 부근에서 코일선 둘레에 매듭 형태로 감기며, 코일(501)의 말단부 부근에서도 코일선에 매듭 형태로 묶여 접착제나 용접으로 단단히 고정된다. 매듭 방식으로 묶을 경우, 옭매듭(overhand knot), 하프스티치(half stitch), 외과의사 매듭이 사용되거나, 이들이 조합되어 사용될 수도 있다. 또, 처짐방지부재(502)는 꼬이지 않는 것이 좋다. 이 경우, 처짐방지부재의 장력이 커진다.

매듭(503)이 형성되면 처짐방지부재(502)의 자유단부(기단부)는 그대로 둔다. 제조과정에서 매듭(503) 때문에 이 부분이 미끄러지지 않아 처지지 않는다. 따라서, 코일(501)은 처짐방지부재(502)를 삽입하기 전의 원래 형상을 그대로 유지한다.

처짐방지부재(502)의 기단부는 이어서 히터를 통과하고, 미국특허 11/212,830에 소개된대로 처짐방지부재의 기단부에 장력이 걸린다. 처짐방지부재(502)의 말단부가 매듭(503)에 의해 기단부와 분리되어 있어서, 말단부의 장력이 매듭(503)에 더 가까운 기단부의 장력보다 작아진다. 이어서, 처짐방지부재(502)의 기단부를 카데터에 묶거나 접착하거나 다른 방식으로 연결한다.

다음, 임플란트(500)가 기존의 방법으로 인체 안에 이식된다. 임플란트가 원하는 위치(예; 사용자가 카데터에서 분리하고자 하는 곳)에 오면, 미국특허출원 11/212,830에 소개된대로 히터가 가동되어 처짐방지부재(502)가 히터 부근에서 절단된다. 따라서, 코일(501)이 분리된 뒤에도 처짐방지부재(502)의 말단부는 여전히 임플란트(500)에 붙어있고 기단부는 카데터에 붙어있게 된다.

도 9와 같이, 처짐방지부재(502) 가까이에 평행하게 하이드로겔 물질(504)이 배치되는 것이 바람직하지만, 경우에 따라서는 하이드로겔 물질이 처짐방지부재나 코일(도시 안됨) 둘레에 감기거나 묶이거나 꽈배기처럼 꼬일 수도 있다.

Claims (31)

1. 말단부 부근에 히터가 달린 전달기구;
   전달기구의 말단부에 연결되고 내부에 공간이 형성된 임플란트; 및
   상기 임플란트와 전달기구를 연결하는 하나의 모노필라멘트로 이루어지고, 임플란트의 내부 공간을 통과해 임플란트의 말단부 부근에서 임플란트에 부착되며, 임플란트의 기단부 부근에 묶여 매듭을 형성하고, 상기 히터가 가동되면 기단부에서 절단되어 임플란트를 분리시키는 처짐방지부재;를 포함하는 것을 특징으로 하는 분리형 임플란트 전달장치.
2. 제1항에 있어서, 상기 매듭이 임플란트의 일부분을 여러번 감싸는 것을 특징으로 하는 분리형 임플란트 전달장치.
3. 제1항에 있어서, 상기 처짐방지부재가 접착에 의해 임플란트에 부착되는 것을 특징으로 하는 분리형 임플란트 전달장치.
4. 제1항에 있어서, 상기 처짐방지부재의 재료가 폴리올레핀, 폴리에틸렌, 폴리올레핀 엘라스토머, 에틸렌-옥텐 코폴리머, 생분해 물질, PGLA, 하이드로겔, 아크릴아미드, PEG, PET, 나일론, 아미드-기제 폴리머, 블록 코폴리머, PEBAX 또는 폴리프로필렌인 것을 특징으로 하는 분리형 임플란트 전달장치.
5. 제1항에 있어서, 상기 처짐방지부재가 상기 매듭의 기단부의 장력을 받는 것을 특징으로 하는 분리형 임플란트 전달장치.
6. 제1항에 있어서, 상기 매듭의 말단부의 처짐방재부재의 장력이 매듭의 기단부의 처짐방지부재의 장력과 독립적인 것을 특징으로 하는 분리형 임플란트 전달장치.
7. 제1항에 있어서, 상기 임플란트가 코일을 포함하는 것을 특징으로 하는 분리형 임플란트 전달장치.
8. 제7항에 있어서, 상기 처짐방지부재가 튜브를 포함하는 것을 특징으로 하는 분리형 임플란트 전달장치.
9. 제8항에 있어서, 상기 튜브가 상기 코일 둘레에 감겨 상기 매듭을 형성하여, 매듭의 기단부의 튜브의 장력이 매듭의 말단부에서 뻗는 튜브 부분의 장력과 서로 독립적인 것을 특징으로 하는 분리형 임플란트 전달장치.
10. 제1항에 있어서, 상기 임플란트가 하이드로겔 물질을 포함하는 것을 특징으로 하는 분리형 임플란트 전달장치.
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