JP2007520281A - 小血管用超音波カテーテル - Google Patents

Abstract

末端生体構造にある小血管にアクセスするように適合された超音波カテーテルが開示される。この超音波カテーテルは、送出管腔を備えて形成された細長い管状本体を含む。この管状本体の可撓性及び寸法は、ガイドワイヤ上を進展することによって末端生体構造にアクセスすることができるようにする。治療部位に超音波エネルギーを放射するために、管状本体の遠位端部分に沿って超音波放射部材が設けられる。また送出管腔を介して出口ポートに出て治療部位まで医薬品を送出することもできる。
【選択図】図２８

Description

本出願は、米国仮出願６０／５３９，９５４（２００４年１月２９日出願、代理人明細書ＥＫＯＳ．１６８ＰＲ）及び米国仮出願６０／５７０，９６９（２００４年５月１４日出願、代理人明細書ＥＫＯＳ．１６８ＰＲ３）の恩恵を主張する。これらの優先権出願のすべては、引用により全体が本明細書に組み込まれる。

本発明は、幾つかの実施形態において全体的には超音波カテーテルに関し、具体的にはカテーテル本体に沿って可変の可撓性を有する超音波カテーテルに関する。

超音波エネルギーは、種々の治療化合物の送出及び効果を高めるのに用いることができる。多くの場合、超音波カテーテルは、超音波エネルギー及び／又は治療化合物を患者の脈管構造内の治療部位に送出する。このような超音波カテーテルは通常、患者の脈管構造を通って進展するように構成された細長い部材を備える。超音波組立体は、細長い部材の遠位端部分に沿って装着されて、超音波エネルギーを放出するように適合されている。超音波カテーテルは、治療化合物を治療部位に送出するための送出管腔を含むことができる。このように、治療化合物の効果及び／又は送出を高めるために、超音波エネルギーを治療部位に送出することができる。

例えば、１つの用途では、超音波カテーテルは、プラーク、血栓、塞栓、又は血管の血液送出能を低下させる他の物質によって閉塞した人体の血管を治療するのに使用され成果をあげてきた。例えば、米国特許第６，００１，０６９号を参照されたい。閉塞を除去するために、患者の脈管構造を通して超音波カテーテルを進展させ、溶解化合物を含有する液剤を閉塞部位に直接送出する。溶解化合物の治療効果を高めるために、超音波エネルギーを溶解化合物及び／又は周囲組織内に放射する。他の用途では、超音波カテーテルは、光学活性医薬品を超音波エネルギーで送出して活性化させるなどの他の目的で使用することができる。例えば、米国特許第６，１７６，８４２号を参照されたい。

米国特許仮出願６０／５３９，９５４ 米国特許仮出願６０／５７０，９６９ 米国特許第６，００１，０６９号 米国特許第６，１７６，８４２号 米国特許第５，３１８，０１４号 米国特許第５，３６２，３０９号 米国特許第５，４７４，５３１号 米国特許第５，６２８，７２８号 米国特許第６，２１０，３５６号 米国特許第６，１３５，９７６号 米国特許ＲＥ３６，９３９ 米国特許第５，２６９，２９１号 米国特許第５，４３１，６６３号 米国特許第４，８２１，７４０号 米国特許第４，９５３，５６５号 米国特許第５，００７，４３８号 米国特許第６，０９６，０００号 米国特許出願１０／３０９，３８８号 米国特許出願１０／３０９，４１７号 米国特許第５，５３１，７１５号 米国特許第５，５３８，５１２号

一般に、従来の超音波カテーテルは、末端生体構造又は脳内に位置する血管などの小血管内で効果的に使用するのにあまり良好には適合されていない。これは、幾つかの要因の結果であることが多い。例えば、超音波組立体が通常配置されるカテーテルの遠位端部分は比較的剛直であり、従って末端生体構造の困難な領域を通って進むには十分な可撓性に欠けることが多い。詳細には、この末端剛直性は一般に、カテーテルの遠位領域に装着された超音波放射部材に起因する。単一の超音波放射部材を有する超音波組立体の場合でさえ、超音波放射部材の長さに沿って増大した剛直性は、カテーテルの操縦性に悪影響を及ぼす可能性がある。同様に、超音波カテーテルが通ることができる最小直径の血管は、少なくとも部分的には、超音波放射部材の外径によって決まる。更に、超音波放射部材に電源を供給するために種々のワイヤがカテーテルを通って延びる必要がある。その上、超音波カテーテルは通常、カテーテルの剛性を更に増大させる内側部材を備えている。

更に、カテーテルに適切な「プッシャビリティ」と「トルク伝達性」とを提供しながらも小血管で使用するのに十分な小直径を有する超音波カテーテルを製造することは困難である。同様に、治療部位での溶解を高めるのに十分な量の音響エネルギーを生成可能としながらも小血管で使用するのに十分な小さい寸法を有する超音波放射部材を製造することも困難である。更にまた、超音波カテーテルの遠位先端部は、患者の脈管構造の小血管の脆弱な壁に損傷を容易に与えてしまう可能性がある。

従って、本明細書で開示される改良された超音波カテーテルの幾つかの実施形態は、中大脳動脈の主枝及びそれに続く分枝などの、小血管を安全且つ効果的に移動させることができる。またこのような改良されたカテーテルは、所望の治療効果を達成するために十分な超音波エネルギーを送出することもできる。本明細書に記載する実施形態は、このような改良された超音波カテーテルの種々の特徴を例証している。

本発明の１つの実施形態は、患者の神経血管系内に進展するように構成された超音波カテーテルを含む。このカテーテルは、細長い外側シースと、細長い中空内側コアとを含む。細長い外側シースは、外側シース近位領域から外側シース遠位領域まで縦方向に延びる中央管腔を定める。細長い中空の内側コアは、中央管腔に位置付けられる。内側コアは、ガイドワイヤを受け入れるように構成されたユーティリティ管腔を定める。内側コアは、外側シース遠位領域よりも近位にある地点で終端する遠位領域を有する。内側コアは、該内側コアの少なくとも一部に沿って延びる補強部材を含む。補強部材は、カテーテルが曲げられるときに内側コアの楕円化を低減するように構成されている。内側コアの遠位領域に管状内側支持部材が結合される。外側シース遠位領域に管状外側支持部材が結合される。超音波放射部材は内部通路を有する。超音波放射部材は、内部及び外側支持部材の間にほぼ配置されて、内側支持部材が中空の内側コアを通り、外側支持部材は超音波放射部材の外面を覆って配置されるようになっている。

本発明の別の実施形態は、神経血管カテーテルを含む。このカテーテルは、近位端及び遠位端を有する管状本体を含む。管状本体は、内側管状構成部品と、外側管状構成部品とを含む。外側管状構成部品は、近位領域と、遠位領域端と、該近位領域から延びる管腔とを有する。内側管状構成部品は、外側管状構成部品の管腔内に配置され、外側管状構成部品の近位領域から遠位領域まで延びる。内側管状構成部品は、少なくとも部分的に、管状本体の近位端から遠位端まで延びるユーティリティ管腔を形成する。内側管状本体は、少なくとも部分的に内側部材を含む複合管体から形成される。補強コイルが、内側部材を取り囲み、外側部材が補強コイルを覆う。少なくとも１つの超音波放射部材が、管状本体の遠位端で外側管状構成部品と内側管状構成部品との間にほぼ配置されている。少なくとも１つの電線が、超音波部材に動作可能に接続される。この少なくとも１つの電線は、外側管状構成部品と内側管状構成部品との間の空間を通って少なくとも部分的に延びている。

本発明の別の実施形態は、遠位端と近位端とを有するカテーテルを含む。カテーテルは、細長い外側シースと細長い内部シースとを含む。細長い外側シースは、外面を有する。該外側シースの遠位端部分は、小血管を通って進展するために５フレンチより小さい外径を有する。外側シースは、縦方向に延びる中央管腔を定める。細長い内側コアは、該外側シースの中央管腔を通って延び、カテーテルの遠位端に位置する出口ポートで終端する。内側コアは、ガイドワイヤ管腔を受け入れるように適合されたユーティリティ管腔を定める。超音波部材は、カテーテル本体の遠位端で外側シースと内側コアとの間にほぼ位置付けられる。ガイドワイヤは、カテーテルを治療部位まで進展させるためにユーティリティ管腔内に摺動自在に受けられるように構成されている。ガイドワイヤは、約０．１７インチ以下の直径を有する。カテーテルは、約１０ｍｍ未満の半径を有して１８０度の屈曲を受けることができると同時に、カテーテルをガイドワイヤ上に摺動させることができるように構成されている。

本発明の１つの実施形態では、超音波カテーテルを製造する方法は、細長い外側シースを設ける段階を含み、該シースは、外側シース近位領域から外側シース遠位領域まで縦方向に延びる中央管腔を定める。更に本方法は、中央管腔内に複数の細長い導電体を設ける段階を含む。更に本方法は、中央管腔に内側コアを位置付けて、複数の導電体が内側コアと外側シースとの間に位置付けられるようにする段階を含む。本方法は更に、管状内側支持部材を細長い内側コアの遠位領域に結合する段階を含む。本方法は更に、超音波放射部材を内側支持部材に装着する段階を含む。超音波放射部材は、内側支持部材が位置付けられる中空の内側コアを含む。本方法は更に、管状外側支持部材を細長い外側シースの遠位領域に結合する段階を含む。管状外側支持部材は、超音波放射部材の外面を覆って配置されている。

序論
血管を通して超音波カテーテルを治療部位まで進展させることは、特に治療部位が患者の脈管構造の末端領域における小血管に位置しているときには困難で危険な場合がある。治療部位に近づくには、中大脳動脈の主枝及びこれに続く分枝などの困難な屈曲及び転向の周りの蛇行した経路を進むことを必要とすることがある。脈管構造を通って進展する間、カテーテルの遠位端部分に沿った曲げ抵抗によって、カテーテルが小半径で転向する能力を制限する可能性がある。更に、カテーテルが進展するときに、カテーテルの遠位先端部が血管の内壁と接触することが多い。カテーテルの遠位先端部の剛性及び剛さにより、血管の内壁に沿った組織が大きな外傷又は損傷を受ける可能性がある。従って、小血管を通る超音波カテーテルの進展は、極めて危険なものとなる。従って、カテーテル本体の長さに沿って可変の可撓性及び／又は剛性を有する超音波カテーテルの設計改善により、血管の内壁に沿った外傷及び／又は損傷を低減しながら、医者が小血管の難しい転向をより容易に進めることができるようになる。

本明細書に記載した幾つかの実施形態は、内径が小さい小血管又は他の体腔の治療で使用するのに好適な超音波カテーテルを提供する。このような実施形態は、体内の治療部位で薬物、医薬品、薬剤、及び他の治療化合物の治療効果を高めるのに用いることができる。例えば、米国特許第５，３１８，０１４号、５，３６２，３０９号、５，４７４，５３１号、５，６２８，７２８号、６，００１，０６９号、及び６，２１０，３５６号を参照されたい。本明細書に記載した幾つかの実施形態は、例えば大脳動脈のような小血管における血栓性閉塞部の治療に用いるのに特に好適である。更に、本明細書で記載される幾つかの実施形態は、例えば遺伝子治療を行うこと（例えば米国特許第６，１３５，９７６号を参照）、標的組織を死滅させるために光学活性薬剤を活性化させること（例えば米国特許第６，１７６，８４２号を参照）、及びキャビテーション及び／又はキャビテーションの制御が種々の望ましい生物学的作用をもたらすようにすること（例えば米国特許ＲＥ３６，９３９参照）など、他の治療用途で用いることができる。更に、このような治療用途は、例えば循環系の他の部分、固形組織、管系、及び体腔など、体内の多様な位置で使用することができる。本明細書で記載される超音波カテーテル及びその変形形態は、例えば診断及びイメージング用途などの他の医療用途で用いることができる。上記で参照した各特許の内容は、引用により本明細書に組み込まれる。

本明細書で開示される超音波カテーテル及び方法、並びにその類似の変形形態はまた、超音波エネルギー自体が治療効果をもたらす用途で使用することもできる。例えば、超音波エネルギーは、狭窄及び／又は再狭窄を防止及び／又は低減させること、組織の切除、剥離、又は分裂を引き起こすこと、細胞内構造又は細胞間構造の一時的若しくは恒久的な生理学的変化を促進すること、薬物送出のためにマイクロバルーン又はマイクロバブルを破裂させることにおいて効果的とすることができる。例えば、米国特許第５，２６９，２９１号及び５，４３１，６６３号を参照されたい。これらは引用により本明細書に組み込まれる。その上、本明細書で開示される方法及び装置はまた、カテーテルの使用を必要としない応用にも使用することもできる。例えば、本明細書で開示される方法及び装置は、温熱薬物療法を強化するため、又は体内の特定の部位において薬物、医薬品、薬剤、若しくは他の治療化合物の治療効果を経皮的に強化するために使用することができる。また、本明細書で開示された方法及び装置は、治療化合物を用いることなく治療効果又は診断効果をもたらすのに使用することもできる。例えば、米国特許第４，８２１，７４０号、４，９５３，５６５号、５，００７，４３８号、及び６，０９６，０００号を参照されたい。該特許の内容は引用により本明細書に組み込まれる。

本明細書で使用する用語「超音波エネルギー」は、広範に使用されており、通常の意味を含むと共に、約２０ｋＨｚより大きい周波数の圧力波又は圧縮波により伝達される機械的エネルギーを含む。１つの実施形態では、超音波エネルギーの波動は、約５００ｋＨｚから約２０ＭＨｚの間の周波数を有し、別の実施形態では、超音波エネルギー波は、約１ＭＨｚから約３ＭＨｚの間の周波数を有する。更に別の実施形態では、超音波エネルギー波は、約３ＭＨｚの周波数を有する。

本明細書で使用する用語「カテーテル」は、広範に使用されており、通常の意味を含むと共に、例えば体腔、管体、又は血管など患者の体内に挿入するように構成された細長い可撓性管体を含む。

本明細書で使用する「治療化合物」という用語は、通常の意味に加えて広義に、薬物、医薬品、溶解化合物、遺伝物質、又は生理的機能に影響する他の物質を指す。更に、何らかのこのような物質を含むあらゆる混合物は、この「治療化合物」の定義に包含される。

本明細書で使用する「端部」という用語は、通常の意味に加えて、領域を意味し、従って、「近位端」は「近位領域」を含み、「遠位端」は「遠位領域」を含むことになる。

本明細書で使用する「近位要素ジョイント」という用語は一般に、通常の意味に加えて、超音波放射部材の近位部分が超音波カテーテルの他の構成部品に取り付けられている領域を指す。

薬物送出超音波カテーテルの例示的な実施形態
図１から図２Ｂは、脳内に位置する遠隔の小直径の血管など末梢の解剖学的構造の小血管内で用いるのに好適な超音波カテーテル１００の例示的な実施形態を示している。

図１及び２Ａに示すように、超音波カテーテル１００は、一般に近位端１０４及び遠位端１０６を有する多構成部品の管状本体１０２を備える。カテーテル１００の管状本体１０２及び他の構成部品は、カテーテル製造分野で公知の種々の技術のいずれかにより製造することができる。後により詳細に論じるように、好適な材料の寸法は、治療部位及び経皮的な投与部位の性質及び解剖学的形状を考慮して容易に選択することができる。

管状本体１０２は、種々の剛性の複数の区域に分けることができる。例えば、近位端１０４を含む第１の区域は、通常、カテーテルの近位端１０４と遠位端１０６の間に位置する第２の区域よりも剛性がある。この構成は、小血管内でのカテーテル１０２の移動及び配置を容易にする。少なくとも１つの超音波放射部材１２４を含む第３の区域は、超音波放射部材１２４が存在することに起因して、一般に第２の区域よりも剛性がある。

本明細書で記載される例示的な実施形態では、組み立てられた超音波カテーテル１００は、カテーテルが大きな座屈又はキンクを生じることなく、患者の脈管構造を通って治療部位まで進展できるような十分な構造的完全性又は「プッシャビリティ」を有する。更に、カテーテルはトルクを伝達することができ（すなわちカテーテルは「トルク伝達性」を有する）、従って、近位端１０４にトルクを加えることによりカテーテルの遠位部分を所望の向きに回転させることができる。

ここで図２Ａを参照すると、細長い可撓性管状本体１０２は、内側コア１１０の上に位置付けられる外側シース１０８を備える。小血管に特に適した１つの実施形態では、外側シース１０８は、押出Ｐｅｂａｘ（登録商標）、ポリテトラフルオロエチレン（「ＰTＦＥ」）、ＰＥＥＫ、ＰＥ、ポリイミド、編組ポリイミド、及び／又は他の同様の材料などの材料を含む。外側シース１０８の遠位端部分は、脳に見られるような小直径の血管を通って進展するように適合されている。例示的な実施形態では、外側シース１０８の遠位端部分は、約２フレンチから約５フレンチの間の外径を有する。別の例示的な実施形態では、外側シース１０８の遠位端部は、約２．８フレンチの外径を有する。例示的な実施形態では、外側シース１０８は、およそ１５０センチメートルの軸方向長さを有する。他の実施形態では、別の寸法を用いることができる。

他の実施形態では、外側シース１０８は、例えば、高密度又は低密度のポリエチレン、ウレタン、ナイロン、及びその他を含む編組管材及び／又はコイル管材から形成することができる。このような構成は、管状本体１０２の可撓性を強化する。プッシャビリティ及びトルク伝達性を高めるために、外側シース１０８は、近位端から遠位端まで可変の剛性を有して形成することができる。これを達成するために、管状本体１０２の近位端に沿って補強部材を含めてもよい。１つの例示的な実施形態では、管状本体１０２のプッシャビリティ及び可撓性は、管状本体１０２の材料及び厚さを操作することによって制御され、管状本体１０２のトルク伝達性、耐キンク性、捻れ（「楕円化」とも呼ばれる）、及び破裂強度は、管状本体１０２に沿って又は内部に編組及び／又はコイル化を組み込むことによって制御される。

１つの特定の実施形態では、外側管状部材１０８は、テフロン（登録商標）の内層を取り囲むＰＴＦＥを含む。上述したように、外側管状部材１０８は、近位端から遠位端までほぼ先細になっている。１つの実施形態では、外側部材の近位端は、ＰＴＦＥ層とテフロン層との間に位置付けられた補強部材（例えばステンレス鋼製平坦巻線）で補強されている。また高張力繊維（例えばＫｅｖｌａｒ又はＶｅｃｔｒｏｎ）を層の間に配置して、カテーテルの引張強度を付加してもよい。

内側コア１１０は、送出管腔１１２を少なくとも部分的に定める。例示的な実施形態では、送出管腔１１２は、実質的にカテーテル１００の長さ全体に沿って縦方向に延びている。送出管腔１１２は、遠位出口ポート１１４と近位アクセスポート１１６とを備える。再び図１を参照すると、近位アクセスポート１１６は、外側シース１０８の近位端１０４に取り付けられた後端ハブ１１８の治療化合物注入ポート１１７により形成されている。例示的な実施形態では、図示した後端ハブ１１８は、以下で更に詳細に説明するコントロールボックスコネクタ１２０に取り付けられている。変更された実施形態では、超音波組立体を動作するための電子機器及び／又は制御回路が後端ハブ１１８に組み込まれている。

例示的な実施形態では、送出管腔１１２は、ガイドワイヤ（図示しない）を受け入れるように構成されている。１つの実施形態では、ガイドワイヤは、およそ０．００８インチからおよそ０．０１２インチの直径を有する。別の実施形態では、ガイドワイヤは、約０．０１０インチの直径を有する。例示的な実施形態では、内側コア１１０は、ポリイミド又は同様の材料を含み、ある実施形態では管状本体１０２の可撓性を向上させるために編組及び／又はコイル状にすることができる。

ここで図２Ａ及び２Ｂに示した例示的な実施形態を参照すると、管状本体１０２の遠位端１０６は超音波放射部材１２４を備える。超音波放射部材１２４は、例えば電気エネルギーを超音波エネルギーに変換する超音波トランスデューサを備えることができる。変更された実施形態では、超音波エネルギーは、超音波放射部材１２４から遠隔の超音波トランスデューサによって生成することができ、超音波エネルギーは、例えばワイヤを介して超音波放射部材１２４に伝達することができる。

図２Ａ及び２Ｂに示されるように、超音波放射部材１２４は、中空のシリンダとして構成される。従って、内側コア１１０は、超音波放射部材１２４の中空コアを貫通して延びることができる。超音波放射部材１２４は、接着剤を用いるなどあらゆる好適な方法で内側コア１００に固定することができる。また、充填材料を使用して、超音波放射部材１２４を中央コアに更に固定することができる。

他の実施形態では、超音波放射部材１２４は異なる形状を有する。例えば、超音波放射部材１２４は、中実ロッド、ディスク、中実の矩形、又は薄いブロックの形状にすることができる。更に他の実施形態では、超音波放射部材１２４は、複数の更に小さな超音波放射要素を備える。図１から図２Ｂに示した実施形態では、有利には、超音波放射部材１２４の冷却を強化する。例えば、例示的な実施形態では、治療化合物が、送出管腔１１２を通って送出される。治療化合物が超音波放射部材１２４の管腔を通過するときに、治療化合物は、有利には超音波放射部材１２４によって生成された熱を除去する。別の実施形態では、外側シース１０８と内側コア１１０の間の領域１３８にリターンパスを形成することができ、冷却液システムからの冷却液を領域１３８を通して配向することができるようになる。

例示的な実施形態では、超音波放射部材１２４は、特定の用途に適合した周波数範囲で超音波エネルギーを生成するように選択される。本明細書で記載される用途に好適な超音波エネルギーの周波数は、限定ではないが、約２０ｋＨｚから約２０ＭＨｚを含む。１つの実施形態では、周波数は約５００ｋＨｚから約２０ＭＨｚであり、別の実施形態では、周波数は約１ＭＨｚから約３ＭＨｚである。更に別の実施形態では、超音波エネルギーは、約３ＭＨｚの周波数を有する。

例えば、１つの実施形態では、超音波放射部材の寸法は、カテーテルの操作性に大きな悪影響を及ぼすことなく溶解を高めるのに十分な音響エネルギーを生成することができる超音波放射部材を提供するように選択される。

上述のように、図１から図２Ｂに示した実施形態では、超音波エネルギーは、超音波放射部材１２４に供給される電力から生成される。電力は、管状本体１０２を通って延びる導線１２６、１２８に接続されたコントロールボックスコネクタ１２０を介して供給することができる。別の実施形態では、電力は、後端ハブ１１８内に収容される電源から供給することができる。導線１２６、１２８は、内側コア１１０に固定することができ、内側コア１１０に沿って位置することができ、及び／又は内側コア１１０と外側シース１０８との間の領域１３８に自由に延びることもできる。図示の実施形態では、第１の線１２６は超音波放射部材１２４の中空に接続され、第２の線１２８は、超音波放射部材１２４の外周に接続される。例示的な実施形態では、超音波放射部材１２４は、圧電セラミック発振器又は同様の材料で形成されたトランスデューサを含む。

図２Ａ及び図２Ｂに示した例示的な実施形態では、カテーテル１００の遠位端１０６は、超音波放射部材１２４の周りにほぼ配置されたスリーブ１３０を含む。このような実施形態では、スリーブ１３０は、超音波エネルギーを容易に伝達する材料から構成される。スリーブ１３０に好適な材料には、限定ではないが、ポリオレフィン、ポリイミド、ポリエステル、及び超音波エネルギーを最小限しか吸収せずに直ちに伝達する他の材料がある。スリーブ１３０の近位端は、接着剤１３２で外側シース１０８に取り付けることができる。幾つかの実施形態では、外側シース１０８への接着剤１３２の接合を向上させるために、外側シース１０８に接着剤１３２を付着させるための肩部１２７又はノッチを形成する。例示的な実施形態では、外側シース１０８及びスリーブ１３０は、ほぼ同じ外径を有する。他の実施形態では、スリーブ１３０は、高周波溶着、熱風接着、又は直接接触の熱接着などの熱接着技術を使用して外側シース１０８に取り付けることができる。更に他の実施形態では、オーバーモールディング、浸漬被覆、フィルムキャスト等の技術を使用することができる。

更に図２Ａ及び２Ｂに示した例示的な実施形態を参照すると、スリーブ１３０の遠位端が先端部１３４に取り付けられている。図示のように、先端部１３４は、内側コア１１０の遠位端に取り付けられている。１つの実施形態では、該先端部は、長さが約０．５ミリメートルから約４．０ミリメートルの間である。別の実施形態では、先端部は約２．０ミリメートルの長さである。図示のように、幾つかの実施形態では、先端部は、治療部位に向かって進展する間の血管内壁又は他の身体構造に沿った組織に対する外傷又は損傷を低減するように丸みのある形状にされる。

図２Ｂに示すように、カテーテル１００は、遠位端１０６に沿って少なくとも１つの温度センサ１３６を含むことができる。１つの実施形態では、温度センサ１３６は、超音波放射部材１２４上又はその近傍に配置されている。好適な温度センサには、限定ではないが、ダイオード、サーミスタ、熱電対、抵抗温度検出器、及びサーモクロミック液晶を使用した光ファイバ温度センサがある。例示的な実施形態では、温度センサ１３６は、管状本体１０２及び後端ハブ１１８を通って延びる制御ワイヤを介してコントロールボックス（図示しない）に動作可能に接続され、該制御ワイヤは、コントロールボックスコネクタ１２０を介してコントロールボックスに動作可能に接続されている。コントロールボックスは、超音波放射部材１２４に供給される電力、電圧、電流、及び位相を監視して制御する能力を有するフィードバック制御システムを含む。この方法では、カテーテル１００の関連領域に沿った温度を監視し制御することができる。コントロールボックスの詳細は、譲受人の同時係属の米国特許出願１０／３０９，３８８及び１０／３０９，４１７において理解することができ、これらは共に引用により全体が本明細書に組み込まれる。

カテーテルの遠位領域に複数の超音波放射部材が配置されている実施形態では、超音波放射部材に隣接して複数の温度センサを配置することができる。例えば、このような１つの実施形態では、温度センサは、複数の超音波放射部材の各々の上又はその近傍に配置することができる。

例示的な用途の実施形態
例示的な方法では、超音波カテーテル１００は、小血管から閉塞を除去するのに使用することができる。このような例示的な用途では、ガイドワイヤの自由端は、好適な第１の穿刺部位で患者の脈管構造に経皮的に挿入される。ガイドワイヤは、血管が血栓によって閉塞されている治療部位に向かって脈管構造を通って進展される。１つの実施形態では、ガイドワイヤは、血栓を貫通して導かれ、治療中も血栓内に残されて、治療化合物が血栓中に分散するのを助ける。

ガイドワイヤを治療部位に進めた後に、カテーテル１００を第１の穿刺部位から患者の脈管構造に経皮的に挿入し、従来のガイドワイヤを介する技術を用いて治療部位に向かいガイドワイヤに沿って進展される。カテーテル１００は、遠位端１０６が閉塞部又は閉塞部内に位置するまで進展される。変更された実施形態では、遠位端１０６は、これを治療部位内に位置付けるのを助ける１つ又はそれ以上の放射線不透過性のマーカー（図示せず）を備える。

カテーテルが配置されると、ガイドワイヤを送出管腔１１２から引き抜くことができる。ルアー取付具を備えた注射器などの治療化合物の供給源（図示せず）は、治療化合物注入ポート１１７に流体結合され、コントロールボックスコネクタ１２０は、コントロールボックスに結合される。従って、治療化合物は、送出管腔１１２を通って遠位出口ポート１１４から出て閉塞部まで送出することができる。血栓を治療するのに適した１つの例示的な治療化合物は、ヘパリン、ウロキナーゼ、ストレプトキナーゼ、及び／又は組織プラスミノーゲン活性化因子を含有する水溶液である。

超音波放射部材１２４は、カテーテル１００の遠位端１０６から超音波エネルギーを放射するために作動することができる。上述のように、超音波エネルギーに好適な周波数は、限定ではないが、約２０ｋＨｚから約２０ＭＨｚまでを含む。１つの実施形態では、周波数は約５００ｋＨｚから約２０ＭＨｚまでの間であり、別の実施形態では、周波数は約１ＭＨｚから３ＭＨｚまでの間である。更に別の実施形態では、超音波エネルギーは約３ＭＨｚの周波数を有する。治療化合物及び超音波エネルギーは、血栓が部分的に又は完全に溶解するまで印加される。血栓が十分に溶解すると、カテーテル１００は治療部位から引き抜かれる。

製造方法
本明細書に記載したカテーテルは、種々のカテーテル構成部品をカテーテル組立体に順次配置することによって製造することができる。例えば、１つの製造方法では、超音波放射部材１２４は、細長い管体の中間部分の外面の周囲に配置される。細長い管体は、内側コア１１０として機能して送出管腔１１２を定める。次に、第１及び第２の導線１２６、１２８もまた、超音波放射部材１２４に近接した内側コア１１０の外面に沿って配置される。図２Ａに示すように、第１の導線１２６は、超音波放射部材１２４の内面に電気的に接続され、第２の導線１２８は、超音波放射部材１２４の外面に電気的に接続されている。電気的接続は、例えばはんだ接合を用いて行うことができる。

超音波放射部材１２４及び導線１２６、１２８を内側コア１１０に固定した後、図２Ａに示すように、外側シース１０８で超音波放射部材１２４が覆われないように外側シース１０８を内側コアの一部の上に配置する。次いで、円筒形のスリーブ１３０が、超音波放射部材１２４の上に配置され、外側シース１０８の遠位端に接着剤１３２で固定される。次に、丸みのある遠位先端部１３４をスリーブ１３０及び内側コア１１０に固定することができ、遠位先端部１３４より遠位に延びる細長い管の余分な長さを取り除くことができる。

例示的なカテーテルの製造技術を詳細に上述してきたが、他の製造技術を用いること、追加の構成部品を含めること、更に、上述の構成部品を変更することができる。例えば、幾つかの実施形態では、上述のように、カテーテル１００は更に、超音波放射部材１２４の近くに位置付けられた温度センサ１３６を備える。他の実施形態では、外側シース１０８は、補強部品若しくは金属編組及び／又はコイル化を含むなどにより、カテーテル１００の可撓性を操作するように変更することができる。

薬物送出超音波カテーテルにおける座屈又はキンクを低減する技術
上述のように、超音波カテーテルは、座屈又はキンクを生じることなく患者の脈管構造を通って治療部位までカテーテルを進展することができるように十分な構造的完全性、すなわち「プッシャビリティ」を有するべきである。座屈及びキンクは、送出管腔を詰まらせ、カテーテルと血管との間に過度の摩擦を生じさせる可能性がある。このセクションでは、座屈又はキンクを生じやすいカテーテル本体部位に螺旋状にカットした薄いポリマー管材を配置することによって、カテーテルの剛性を最小限に増加させてカテーテルの座屈及びキンクの可能性を低減する幾つかの技術を説明する。このような領域は、超音波要素に近接した領域にある可能性がある。

図３は、超音波放射部材の位置に近接して配置することができるが、座屈又はキンクを生じやすいカテーテルの遠位領域に依然としてある外側シース１０８（又は内側コア１１０）の一部分を示している。図示のように、このような実施形態では、外側シース１０８は、内部を螺旋状にカットしたポリマーの内部管材補強部材２０２と外部ポリマー層２０４とを含むことができる。

例示的な実施形態では、内部管材補強部材２０２は、図３に示すように、その内面から外面まで螺旋状にカットされた管材の単一の部分を含む。図３に示した螺旋カットは、遠位方向でピッチが減少し、遠位方向の可撓性の量を変化させる。カットされた後、内部管材補強部材２０２は、可撓性を高めるために僅かに伸張される。内部管材補強部材２０２は、鎖状低密度ポリエチレン（「ＬＬＤＰＥ」）又は低密度ポリエチレン（「ＬＤＰＥ」）などの多種多様な材料から構成することができる。幾つかの実施形態では、内部管材補強部材２０２は更に、少量のエチレンビニールアセテート（「ＥＶＡ」）を含む。

例示的な実施形態では、外側シース１０８の壁厚は、およそ０．００５インチからおよそ０．００２インチの間である。別の実施形態では、外側シース１０８の壁厚は、およそ０．００１５インチである。内部管材補強部材２０２のカットのピッチは、どのような適切な長さとすることもできる。変更された実施形態では、内部管材補強部材２０２のカットのピッチは可変であり、可変の可撓性部分を提供する。

外部ポリマー層２０４は、多種多様の材料のいずれかを含むことができる。このような材料には、限定ではないが、Ｐｅｂａｘ（登録商標）、ＰＴＦＥ、ＰＥＥＫ、ＰＥ、ポリウレタン、ポリ塩化ビニル、ＬＤＰＥ、ＬＬＤＰＥ、又はその混合物が含まれる。例示的な実施形態では、外部ポリマー層２０４は、少なくとも１０％のＥＶＡを含有する、ＬＤＰＥ又はＬＬＤＰＥの熱収縮チューブを含む。別の実施形態では、ＥＶＡ含有量は、およそ１２％からおよそ２０％の間である。別の実施形態では、外部ポリマー層の厚さは、およそ０．００５インチからおよそ０．０１０インチの間である。更に別の実施形態では、外部ポリマー層の厚さは、およそ０．００３インチである。前述のポリマーは、強度を増大させ、熱収縮を促進するために、放射線によって交差結合することができる。

図３に示した外側シースは、以下の例示的な技術を含む種々の技術を用いて製造することができる。遠位スペーサ２０７は、内部補強部材２０２に隣接した適当な大きさのマンドレル上に配置される。近位スペーサ２０９はまた、マンドレル上に配置される。熱可塑性材などの接着剤をこの組立体の外側に塗布することができるが、必須ではない。熱収縮性外部ポリマー層２０４は、内部マンドレルに事前に配置された組立体の上に位置付けられる。次いで、熱収縮外部ポリマー層２０４は、組立体上で熱収縮される。例示的な実施形態では、内部補強部材２０２を含む材料は、熱収縮外部ポリマー層２０４の熱収縮温度近くの溶融温度を有する。これは、高い耐キンク性及び可変の可撓性及びプッシャビリティを有する単一構造体をもたらす。

また図３の外部ポリマー層２０４は、内部補強部材２０２を溶融ポリマー浴中に、又は液剤に溶解されたポリマー中に、或いは外側層のポリマーを含むラテックスの混濁液中に浸漬することによって施工することもできる。また外部ポリマー層２０４は、材料をスプレーし、又は他の方法で塗布することによって、内部補強部材２０２上に配置することもできる。本明細書に記載したカテーテル及びカテーテルのセクションは、潤滑性を高めるために内側と外側の両方に被覆又は他の処理を施すことができる。

図４は、変更された外側シース１０８を示している。このような実施形態では、螺旋状にカットされたピッチがほぼ続いているが、他の部分では図３と関連して説明したものと同一である。この変更された実施形態は、より一層の可撓性と共に耐キンク性をもたらす。

図５は、螺旋カット２４２が内部補強部材の一部分にのみ形成された修正外側シース１０８を示している。この実施形態では、螺旋カット２４２が、小直径の遠位部分２３２と大直径の近位部分２３６との間に位置する、可変の可撓性を有する中間部分２３４を提供する。

図５に示した外側シースは、以下の例示的な技術を含む種々の技術を用いて製造することができる。内部補強部材２３８は、外部ポリマー層２４０よりも相対的に剛性のあるポリマーを含む。このような実施形態では、内部補強部材２３８は、高密度ポリエチレン（「ＨＤＰＥ」）、ポリイミド、ポリアミド（多くのナイロン）、並びにＬＬＤＰＥ及びＬＤＰＥなどのポリエチレンのより剛性のあるグレードの一部などのポリマーを含む。螺旋カット２４２は、内部補強部材２３８の外面から内部補強部材２３８の内面まで延びている。例示的な実施形態では、螺旋カット２４２は、そこに小さな間隙を設けるために僅かに拡げられている。このような実施形態では、螺旋カット２４２は、中間部分２３４の近位端部分で終わっている。

１つの実施形態では、外部ポリマー層２４０は、ポリエチレンなどの熱収縮材料を含む。外部ポリマー層２４０に好適な他の材料には、ポリウレタン、ポリ塩化ビニル、及び他のより軟質且つより柔軟な材料が含まれる。このような実施形態では、外部ポリマー層２４０は、カテーテルの近位端からカテーテル２３０の遠位端まで延びる。

図５に示した実施形態は、構成が容易であることを含む種々の利点を有する。例えば、補強部材２３８は、押しやすく且つカテーテルのより近位の部分よりも剛性が小さいと同時にプッシャビリティを維持する近位部分２３６及び中間部分２３４を提供する。内部補強部材２３８の螺旋カット２４２の特定パターンは、中間の剛性を有する管材部分よりも近位部分２３６と遠位部分２３２との間の剛性の滑らかな移行を可能にする。

編組加工されたカテーテル
上記で説明し、更に図１に示すように、幾つかの超音波カテーテルの実施形態は、比較的可撓性の大きい遠位端１０６と比較的可撓性の小さい近位端１０４とを有する。このような構成は、カテーテルの操作性を高めて、カテーテルが患者の脈管構造の小血管を通って移動するのを容易にする。詳細には、比較的可撓性の小さい近位端１０４は、カテーテルの配置中にトルク及び押し込み操作を効果的に伝達することができる。超音波カテーテル１００の近位端１０４及び遠位端１０６は、図６により詳細に示された中間接合部分３０６で接合される。接合部分３０６は、中間の可撓性を有し、カテーテルの長さ全体のうちのほんの僅かなパーセンテージを形成しているが、それでもカテーテルの直径よりも長い。

図６に示しているように、例示的な実施形態では、カテーテルの遠位端１０６は幾つかのポリマー層及び耐キンク部材３２０を含む。幾つかの実施形態では、カテーテルの遠位端１０６は更に、放射線不透過帯３０８を含む。耐キンク部材３２０は、遠位端１０６の少なくとも一部に沿って延びる。耐キンク部材３２０の近位端は、遠位端１０６の最近位限界でもある。耐キンク部材３２０は、（図７Ａに示すように）織編組３４０を含むことができ、又は不織編組を含むことができる。耐キンク部材３２０はまた、図７Ｂに示すように螺旋巻コイル１４２を含むこともできる。織編組３４０は、例えば不織編組として説明したような一対の逆織螺旋巻コイルを含むことができる。耐キンク部材３２０は、リボン、ワイヤ、単一のファイバ、集積ファイバ、織ファイバ、又はこれらの幾つかの組み合わせを含むことができる。本明細書で使用する「リボン」は、通常の意味に加えて更に、矩形、楕円形、又は半楕円形の断面を有する細長い要素を指す。以下に説明する超弾性合金、具体的にはニッケル及びチタンを含有する合金を使用する例示的な実施形態では、耐キンク部材３２０で使用されるリボンの厚さは、およそ０．０００２５インチからおよそ０．００２５インチの間であり、耐キンク部材３２０に使用されるリボンの幅は、およそ０．００１インチからおよそ０．０１０インチの間である。耐キンク部材３２０に金属ワイヤを使用する例示的な実施形態では、金属ワイヤの直径は、およそ０．０００２０インチからおよそ０．００２インチの間である。一般に、液晶ポリマー（「ＬＣＰ」）のような好適なポリマーから構成されるリボンは、超弾性合金と同様の大きさである。

上述のように、耐キンク部材３２０は、ニチノールとして知られるチタン／ニッケル原料などの超弾性合金を含むことができる。周期表の鉄族の要素の１つ又はそれ以上を約８％より多く含む市販のニチノール合金は、超弾性ニッケル／チタン合金の部類に包含されるとみなされる。

耐キンク部材３２０を形成するのに超弾性合金を使用した幾つかの実施形態では、複数の部材を使用して編組を編んだ後に、耐キンク部材に熱処理を施す。熱処理は、編組が後続の処理中にほどけ、或いは当該処理中に直径又は間隔が変化する可能性を軽減する。熱処理では、編組は、例えば耐熱マンドレル上で編むことによって該マンドレル上に置かれ、次にマンドレルは高温のオーブンに数分間置かれる。１つの実施形態では、オーブンの温度は、およそ華氏６５０°からおよそ華氏７５０°の間である。熱処理は、リボンを含む材料をアニールし、後続の組み立てステップに信頼性のある形状を提供する。熱処理後、編組はその形状及び超弾性特性を保持する。

上述した耐キンク部材３２０を含むリボンは、超弾性合金材料を含むが、他の実施形態ではリボンは、超弾性合金とステンレス鋼成分のブレンド、又はＬＣＰのブレンドなど材料の混合物で形成された編組を含む。ステンレス鋼とタングステン合金を使用することもできる。幾つかの実施形態、特に小直径の装置では、金、白金、パラジウム、ロジウムなどのより可鍛性の金属を使用することができる。数パーセントのタングステンを含んだ白金合金は、無線周波エネルギーに対して高い不透過率を有する。非金属リボン及びフィラメントを使用することもでき、許容可能な材料には、限定ではないが、ポリアラミド（例えばＫｅｖｌaｒ（登録商標））、ＬＣＰ、及びカーボンファイバで作られた材料などの高性能な材料を含む。

本明細書で使用する用語「織編組」とは、通常の意味に加えて、管状構造を含むリボン、ワイヤ、又はフィラメントが、単一の管腔を有する管状部材を形成するように互いに交差する交互に出入する様式で放射状に織られた管状構造を含む。例えば、図７Ｂに示した編組は、４５°の公称ピッチ角を有する。１０°より小さいものから６０°より大きいものまでの他の編組角度を使用してもよい。他の実施形態では、編組のピッチ角は、織られるとき又はカテーテル部分に組み込まれるときに変更される。例示的な実施形態では、最内層３２２は、送出管腔を定める滑らかな内面を有する。送出管腔及びカテーテル軸線３２４は、カテーテルの遠位端１０６からカテーテルの近位端まで延びる。最内層３２２は、例えば過フッ化水素ポリマー及び滑らかなポリマーなどのポリマー材料を含むことができ、ＰＴＦＥ、エチレン−クロロフルオロエチレン（「ＥＣＴＦＥ」）、フッ素化エチレンプロピレン（「ＦＥＰ」）、ポリクロロトリフルオロエチレン（「ＰＣＴＦＥ」）、フッ化ビニル（「ＰＶＦ」）、又はポリフッ化ビニリデン（「ＰＶＤＦ」）を含む。ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリ塩化ビニル（「ＰＶＣ」）、ＥＶＡ、ポリウレタン、ポリアミド、ポリエチレンテレフタレート（「ＰＥＴ」）、ポリアミド（ナイロン）混合物、及びコポリマーなどの他の材料もまた許容可能である。

最内層３２２がフッ素系ポリマーを含む幾つかの実施形態では、最内層３２２の外面は、隣接するポリマーが容易に接着する良好な機械的表面を提供するためにエッチング処理を行うことができる。例えばエッチング液として脂肪族炭化水素とナトリウム金属の混合物での処理を用いる方法は、このような供与に有効である。

耐キンク部材３２０は、最内層３２２に隣接して直接配置することができる。変更された実施形態では、耐キンク部材３２０は、内側フィラー層３２６及び外側フィラー層３２８などの１つ又はそれ以上の層により半径方向で包まれている。このような変更された実施形態では、耐キンク部材３２０が通常は滑らかな最内層３２２に対して滑動又はシフトする可能性を低減することができる。フィラー層３２６、３２８は、耐キンク部材３２０に付着して、カテーテルの遠位端１０６の耐キンク能力を強化する限定層を形成する。遠位端１０６の外面を柔らかくし、及び遠位端１０６の剛性を下げるため、フィラー層３２６、３２８の外面上に遠位外側シャフト層３３０を配置する。幾つかの実施形態では、遠位外側シャフト層３３０は、カテーテルの遠位端１０６のほぼ全長に延びている。フィラー層３２６、３２８は、以下により詳細に述べる接合部分３０６に見られる組立体ジョイントの先細部品の延長部として構成することができる。このようにして作られた最も遠位の部分は、目に見えるキンクを生じることなく１／３２インチの直径の屈曲にも耐えることができる。

例示的な実施形態では、フィラー層３２６、３２８は、同様の材料である。１つの実施形態では、フィラー層３２６、３２８は、およそ４５Ｄからおよそ６０Ｄのショア硬度を有する。別の実施形態では、フィラー層３２６、３２８は、およそ５５Ｄのショア硬度を有する。１つの実施形態では、遠位外側シャフト層３３０は、およそ７０Ａからおよそ８５Ａの間のショア硬度を有する第２の材料である。別の実施形態では、遠位外側シャフト層３３０は、およそ７５Ａのショア硬度を有する。フィラー層３２６、３２８及び遠位外側シャフト層３３０は、種々の材料を含むことができる。１つの実施形態では、フィラー層３２６、３２８及び遠位外側シャフト層３３０は、加熱すると互いに粘着する傾向があるポリマー及び他の選択された材料を含む。このような材料はまた、溶融混和性とすることができる。他の実施形態では、フィラー層３２６、３２８及び遠位外側シャフト層３３０は、接着剤として作用する補助的な構成要素を含有する。フィラー層３２６、３２８及び遠位外側シャフト層３３０を含む材料は、熱収縮材料（例えば照射低密度ポリエチレン）で作ることができ、或いはこのような材料は、フィラー層３２６、３２８及び遠位外側シャフト層３３０からなる構造体上に他の方法で位置付けることもできる。このような材料の例には、ポリウレタン及びその合金、混合物、及びコポリマーがある。幾つかの実施形態では、フィラー層３２６、３２８及び遠位外側シャフト層３３０は、ポリエチレン、ポリプロプレン、ＰＶＣ、ＥＶＡ、ポリウレタン、ポリアミド、ＰＥＴ、及びその混合並びにコポリマーなどのポリマー材料を含む。他の実施形態では、フィラー層３２６、３２８及び遠位外側シャフト層３３０は、「Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ」として販売されているポリウレタンとポリカーボネートの混合物を含む。

上述のように、接合部分３０６は遠位端１０６に近接した位置にある。接合部分３０６は、先細面を有する何らかの管材ジョイントを含む遠位端１０６に近接した領域を含む。図６は、幾つかの先細面が互いに積層されて長い接合部分３０６を形成した変更の実施形態を示している。例示的な実施形態では、接合領域の長さ対直径の比は、およそ１２：１からおよそ３：１の間である。別の実施形態では、接合領域の長さ対直径の比は、およそ５：１からおよそ２．５：１の間である。

例示的な実施形態では、図６に示したように、近位のオス円錐面を有する第１の円錐層３３２が滑らかな最内層３２２に隣接して位置付けられている。第１の円錐層３２２は、内側フィラー層３２６の延長部とすることができる。同様に、第２の円錐層３３４は、第１の円錐層３３２のオス面に対応する遠位のメス円錐面を有する。幾つかの実施形態では、第２の円錐層３３４は更に、第３の円錐層３３６上の近位のメス円錐面に対応する遠位のオス面を含む。このような実施形態では、第３の円錐層３３６は、外側フィラー層３２８の近位の延長部である。同様に、第２の円錐層３３４は、外側近位層３３８の遠位の延長部である。外側近位層３３８は、フィラー層３２６、３２８及び遠位外側シャフト層３３０などのカテーテルの遠位部分のポリマー層に見られる材料と同様の材料を含む。幾つかの実施形態では、外側近位層３３８は、およそ６５Ｄからおよそ８５Ｄの間のショア硬度を有する材料を含む。１つの実施形態では、外側近位層３３８は、およそ７０Ｄからおよそ７５Ｄの間のショア硬度を有する材料を含む。

図８は、カテーテルの遠位端１０６及び接合部分３０６の例示的な実施形態を含む構成部品の分解組立図である。図８に示すように、滑らかな最内層３２２は、第１の円錐層３３２を含む内側フィラー層３２６に少なくとも部分的に囲まれる。耐キンク部材３２０は、内側フィラー層３２６の外面上に位置付けされている。外側フィラー層３２８は、幾つかの実施形態では、内側メス円錐面を含む第３の円錐層３３６を含む。図示のように、外側フィラー層３２８は、耐キンク部材３２０の外部に位置付けられている。遠位外側シャフト層３３０は、外側フィラー層３２８より更に外側に位置付けられており、耐キンク部材３２０とほぼ同じ長さである。外側近位層３３８は、遠位に延びる第２の円錐層３３４を含み、遠位のオス円錐面と内側メス円錐面と両方を備えて示されている。フィラー層３２６、３２８が組立体ジョイントの先細部品の延長部である実施形態では、フィラー層３２６、３２８もまた、円錐部材の遠位端となる。

幾つかの実施形態では、接合部分３０６及びカテーテルの遠位端１０６に複数のポリマー層が含まれる。他の実施形態では、カテーテルの外面及び内面のうちの少なくとも１つが、表面に化学結合されるか又は関連するカテーテルの外面に物理的に被覆された滑らかな層でコーティングされている。接着された滑らかなコーティングを生成する例示的な手順は、米国特許第５，５３１，７１５号及び５，５３８，５１２号に記載されている。

本明細書で述べられるポリマーは、硫酸バリウム、三酸化ビスマス、炭酸ビスマス、粉末タングステン、粉末タンタル、及びその他などの放射線不透過材料で充填することができる。このような実施形態では、カテーテルの種々の部分の位置を人体内でＸ線写真上に視覚化することができる。

他の実施形態では、耐キンク部材３２０のピッチは、カテーテルの遠位端１０６内で変化する。このような１つの実施形態では、耐キンク部材３２０のピッチは、カテーテルの遠位端１０６に向かってより大きくなり、これにより当該領域の可撓性を高めている。

本明細書に記載した先細面を有する構成部品は、求める形状を有するマンドレルに適切な大きさにされた管材部分を配置することにより製造することができる。次に管材部分は、求める形状が得られるまで伸張される。次いで管材部分は、マンドレルから取り除かれ、適当な大きさにカットされる。

例示的なカテーテル組立体の技術では、滑らかな最内層３２２は、マンドレル上に配置し、軸方向に伸張して軸方向の分子配向を生成する。例示的な実施形態では、上述のように選択されたマンドレルは、最内層３２２の内径の適切な変更をもたらす。次に、カテーテル要素が図８に示すように組み立てられる。次いで、熱収縮チューブをカテーテル組立体の外部に配置し、熱収縮チューブに更に熱を加えて収縮させてカテーテル要素を適所に維持し且つ当該位置を保持し、種々のポリマーが合流して図８に示すような円錐面を形成するようになる。幾つかの実施形態では、円錐面は、図８に示される直線状の接合部分がない。このような実施形態では、接合領域内にかなりの湾曲が存在する場合がある。

可変の可撓性を生成する技術
上述のように、超音波カテーテルに可変の可撓性を与えることにより、患者の脈間構造の小血管を通るカテーテルの操作性を高めることができる。詳細には、幾つかの実施形態では、カテーテルの近位領域は可撓性を減少させてプッシャビリティ、トルク伝達性、及び耐キンク性を強化し、カテーテルの遠位領域では可撓性を増大させて、カテーテルがガイドワイヤを容易に辿り患者の脈管構造の小半径の屈曲を進むことができるようにしている。多くの場合、超音波カテーテルの遠位端は、超音波放射部材の領域では可撓性を低下させることになる。

図９は、可変の可撓性を有するカテーテル１００を示している。カテーテル１００は、小直径の遠位端１０６と、比較的大きな直径の近位端１０４と、カテーテル１００の遠位端１０６から近位端１０４まで延びる送出管腔１１２とを有する。カテーテル１００は、図１０から図２０に示した補強手段のうちの１つを含み、カテーテル１００の長さに沿ってカテーテル１００の剛性を変化させると同時に、カテーテル１００の可撓性にごく僅かな不連続の変化をもたらす。幾つかの実施形態では、カテーテル１００は、図２Ａ及び２Ｂに示すように、その遠位端に超音波放射部材を備えることができるが、図９から図２３では簡単にするために省略されている。

図９から図１２に示した例示的な実施形態では、カテーテル１００の外径は遠位端１０６から近位端１０４まで次第に増加し、一方、送出管腔１１２はほぼ一定の直径ｘを有する。しかしながら、幾つかの実施形態では、送出管腔１１２は、ガイドワイヤの装荷を容易にするために近位端１０４付近で大きくなっている。送出管腔は、直径ｘがおよそ０．０１０インチからおよそ０．０２０インチの間であり、標準及び非標準的な大きさにされたガイドワイヤに適応して密接に嵌合することができるようにする。このような実施形態では、カテーテル１００の外径は、送出管腔の直径ｘよりも僅かに大きく、遠位端１０６でおよそ０．０２５インチからおよそ０．０３２インチの間から、近位端でおよそ０．０３０インチからおよそ０．０４０インチの間まで次第に増大する。１つの実施形態では、近位端１０４でのカテーテル１００の外径は、およそ０．０３５インチである。上述のように、カテーテル１００の長さは、およそ６０ｃｍ未満からおよそ１７５ｃｍを超えるまで用途に応じて変更することができる。

図９から図１２に示した例示的な実施形態は、１つ又はそれ以上の補強ストランド１５０を含む。図９の直線ｄ−ｄに対応する遠位断面を図１０に示す。図１０に示すように、遠位端１０６では外側シース１０８が、カテーテルの全断面の大部分を含む。カテーテルの遠位端１０６では、補強ストランド１５０は、外側シース１０８の厚さに比べて小さい。幾つかの実施形態では、補強ストランド１５０は離れるにつれて完全に先細となり、超音波放射部材（図示せず）の近位でなくなる。例えば、１つの実施形態では、補強ストランド１５０は、超音波放射部材の近くのおよそ３０ｃｍの地点で終端する。

送出管腔１１２の直径ｘは、カテーテルと共に使用されるガイドワイヤの大きさを含む幾つかの要因によって変わる可能性がある。直線ｍ−ｍに沿ったカテーテル中央部分の半径方向断面を示す図１１では、外側シース１０８の外径は、カテーテル遠位端１０６の外径よりも僅かに大きい。中央部分の補強ストランド１５０はまた、カテーテル遠位端１０６の補強ストランドよりも僅かに大きい。直線ｐ−ｐに沿ったカテーテル近位端の半径方向断面を示す図１２では、外側シース１０８の外径は、カテーテル中央部分よりも更に大きく、補強ストランド１５０もまた大きい。幾つかの実施形態では、補強ストランド１５０は共に融合して外側シース１０８内で壁内リングを形成するように十分に大きい。

例示的な実施形態では、管状本体１０８及び補強ストランド１５０は双方とも、ＬＤＰＥ、ＨＤＰＥ、ポリプロプレン、ポリスチレン、ポリウレタン、ポリエステル（ナイロンを含む）、ポリフルオロカーボン、及びポリオレフィンなどの熱可塑性プラスチックスを含むポリマーから構成される。他の実施形態では、管状本体１０８及び補強ストランド１５０は、複合材料、ブレンド、及び前述の化合物のコポリマーを含む。例えば、１つの実施形態では、補強ストランド１５０は、外側シース１０８の剛性よりも大きい剛性を有する材料を含む。このような実施形態では、２つの材料は混和性とすることができ、補強ストランド１５０が押し出し成形されるときに外側シース１０８に溶け込み、補強ストランド１５０と外側シース１０８との間に明確な境界のないカテーテル本体を形成するようになる。

１つの例示的な実施形態では、カテーテルは、ほぼ等しい部分にＬＤＰＥ及びポリオレフィン（エチレン オクタン）で作られた外側シース１０８と、ＨＤＰＥなどの高剛性の材料で作られた補強ストランド１５０とを含む。カテーテルを構成する材料は、目的とする用途に応じて変わる可能性があり、他の多くのプラスチック及び複合材料並びに金属をも使用することができる。例えば、１つの実施形態では、外側シース１０８はＬＤＰＥを含み、補強ストランド１５０は、ＨＤＰＥ、ＬＤＰＥ、又はこの２つの混合物を含む。

変更された実施形態では、外側シース１０８と補強ストランド１５０とを含む材料の相対的な剛性が逆にされ、外側シース１０８がより剛性のある材料を含み、補強ストランド１５０がより可撓性の材料を含む。このような実施形態では、補強ストランド１５０は、カテーテルの遠位端１０６で厚く、カテーテルの近位端１０４で薄くなり、カテーテルに遠位方向で次第に増大する可撓性を与える。

図１３から図１５は、可変の直径の補強ストランド１５０及びほぼ一定の外径を有するカテーテルの遠位、中央部分、及び近位の断面を示している。補強ストランド１５０は、図１３の遠位の断面ｄ−ｄから図１５の近位の断面ｐ−ｐまで厚さが増大するが、外側シース１０８の外径は、カテーテルの長さに沿ってほぼ一定のままである。送出管腔１１２の内径ｘもまた、カテーテルの長さに沿ってほぼ一定のままである。従って、補強ストランド材料の量が、カテーテルの近位端１０４からカテーテルの遠位端１０６まで減少するにつれて、外側シースの量はほぼ同じ量だけ増加する。

図１６から図１８は、可変の厚さの内部補強層を有するカテーテルの遠位、中央部分、及び近位の断面を示している。このような実施形態では、近位方向に厚さが増大する補強ストランドを使用するのではなく、近位方向で徐々に厚さが増大する内部層１５２を使用する。外側シース１０８は、内部補強層１５２よりも可撓性がある。１つの実施形態では、外側シース１０８は、例えばＬＤＰＥ又はＬＤＰＴとポリオレフィンとの混合物を含み、内部補強層１５２は、例えばＨＤＰＥを含む。図１６から図１８に示した内部補強層１５２の厚さを比較すると、内部補強層１５２は、遠位の断面ｄ−ｄから近位の断面ｐ−ｐまで次第に厚くなりカテーテル壁の大部分を含むことがわかる。図１９は、図１６から図１８の３つの半径方向断面に対応する、カテーテル１００の縦方向断面を示している。図示のように、内部補強層１５２の厚さは、カテーテル遠位端１０６からカテーテル近位端１０４まで次第に増加する。上述のように、このようなカテーテルは、その長さに沿ってほぼ均一の外径を有することができ、或いは、カテーテル近位端に向かって増加する外径を有してもよい。幾つかの実施形態では、カテーテル遠位端１０６は、超音波放射部材（図示せず）に隣接した、内部補強層１５２が存在しない部分を含むことができる。

図２０は、近位方向で非離散的に次第に増大する剛性を有するカテーテルを示している。具体的には、この実施形態には離散な補強ストランドが存在しない。代わりに、外側シース１０８の組成がカテーテルの長さに沿って第１の材料から第２の材料に徐々に変化する。例えば、カテーテル遠位端１０６では、外側シース１０８は、例えばＬＤＰＥなどのより可撓性の材料を含み、カテーテル近位端１０４では、外側シース１０８はＨＤＰＥなどの可撓性が少ない材料を含む。遠位端と近位端との間で、外側シース１０８の組成は、１つの材料から別の材料へ（例えば主にＬＤＰＥから主にＨＤＰＥへ）変化する。図１２の断面図に示した点刻は、カテーテルの壁がＬＤＰＥからＨＤＰＥに次第に移行することを示している。

変更された実施形態では、本明細書で説明するカテーテルは、患者の脈管構造の中へのカテーテルの位置付け及び脈管構造を通るカテーテルの誘導を支援するために、１つ又はそれ以上の放射線不透過性のマーカーを更に含むことができる。

本明細書で説明するカテーテルは、冠状血管、腎血管、及び頭蓋内血管を含む身体の高度に蛇行した血管に用いることができる。本明細書で使用する「高度に蛇行した」という用語は、通常の意味に加えて、大腿動脈のような遠隔のアクセス部位から冠状動脈、腎洞、及び脳血管系内の深部にある標的部位までの血管経路で通常遭遇する蛇行を指す。特定のカテーテルの実施形態では、病理的蛇行性血管を伴う標的部位へのアクセスにおいて構成することができる。本明細書で使用する用語「病理的蛇行」は、通常の意味に加えて、（ａ）１つの血管から別の血管へ分岐するときに遭遇するような９０°を超える転回（すなわち、前の血管から直角よりも大きい角度で分岐する経路）と、（ｂ）少なくともおよそ５ｃｍの標的組織内の全経路長とを含む、大腿動脈のような遠隔のアクセス部位から標的部位までの血管経路を意味する。病理的蛇行は、およそ０．０１８インチ以下のガイドワイヤで到達できる治療部位を含む。

本明細書で説明する可変の可撓性カテーテルは、ガイドワイヤと共に使用することができるが、ガイドワイヤは必須ではない。カテーテルの可撓性は、流れに沿った方法又は手動操向でカテーテルを治療部位に誘導することができるように変更することができる。本明細書で説明する材料及び寸法は、ガイドワイヤの有無に関係なくカテーテルが高度に蛇行した経路で使用することができるように変更することができる。本明細書で説明する可変の可撓性のカテーテルは、カテーテルの遠位端に比較的剛直な超音波放射部材が存在するにもかかわらず、カテーテルの操作性を高めることができる。

本明細書で説明する可変の可撓性のカテーテルは、種々の既知の押出成形法を用いて製造することができる。例えば、クロスヘッドの配置、オーバー押出成形、押出ダイ構造を含む、共押出成形の既知の方法をこれらのカテーテルの製造に適用することができる。補強ストランドの厚さ、壁厚、及び外側シースの組成の相対的パーセンテージは、例えば速度制御の押出成形、絞り流れ制御の押出成形、及び廃棄物ゲーティングなどを含む既知の技術を用いて制御することができる。本明細書で開示される材料は、カテーテル製造に使用することができるが、新しく改良された材料を本明細書で開示されたカテーテルの構成に適用することが期待される。

例えば、１つの例示的な製造方法では、カテーテルは押出成形法で製造され、この方法では、複数の補強ストランドを有する管状カテーテルが、外側シース１０８を形成する第１の材料と、外部ストランド１５０を形成する第２の材料とから共押出成形される。補強ストランド１５０の直径を押出成形処理中に変更し、長さに沿って変化する可撓性を有するカテーテルを形成することができる。

別の例示的な製造方法では、カテーテルは、第１の外側シース材料と第２の補強ストランド材料とを含むほぼ一定の断面形状を有する管状部材として押出成形される。次いで、ほぼ一定の断面形状を有する押出成形された管状部材が加熱され、カテーテルの遠位端が近位端よりも小直径で且つより可撓性がある最終形状にまで伸張される。この方法で形成されたカテーテルの遠位部分、中央部分、近位部分の断面を、それぞれ図２１から図２３に示している。図示のように、カテーテルが伸張されると、補強ストランド１５０は直径が減少し互いに近づく。カテーテル全体の寸法は遠位方向で減少する。１つの実施形態では、カテーテルが伸張されると、補強ストランド１５０は互いに接触して、カテーテル遠位端で内部補強層に共に溶け込む。

マルチセグメントカテーテル
上述のように、超音波カテーテルに可変の可撓性を与えることにより、患者の脈管構造の小血管を通るカテーテルの操作性を高めることができる。詳細には、幾つかの実施形態では、カテーテルの近位領域は可撓性を減少させて、プッシャビリティ、トルク伝達性、及び耐キンク性を強化し、カテーテルの遠位領域では可撓性を増大させて、カテーテルがガイドワイヤを容易に辿り患者の脈管構造の小半径の屈曲を進むことができるようにしている。多くの場合、超音波カテーテルの遠位端は、超音波放射部材の領域では可撓性を低下させることになる。

図２４は、軸方向の長さに沿って可変の剛性を有するカテーテルの中間部分を示している。このようなカテーテルは、超音波放射部材を患者の脈管構造内の治療部位まで送出するのに使用することができる。図２４に示した例示的な実施形態では、カテーテルは、外側管体９１８と、３つの同軸の内側管状セグメント９１９、９２０、９２１とを含む。図示のように、３つの同軸の内側管状セグメント９１９、９２０、９２１は、外側管体９１８内に縦一列に並んで配置され互いに隣接している。

外側管体９１８は、およそ５０ｃｍを超えることができるカテーテルのほぼ全長にわたって延び、幾つかの実施形態ではおよそ８０ｃｍからおよそ１５０ｃｍの間である。（上述のように、幾つかの実施形態では、外側管体９１８は、カテーテルの遠位端に位置付けられた超音波放射部材を覆っていない。）外側管体９１８の外径は、（カテーテルの近位端で測定すると）およそ０．７５ｍｍから２．００ｍｍの間とすることができ、幾つかの実施形態ではおよそ０．８５ｍｍからおよそ１．３０ｍｍの間である。変更された実施形態では、外側管体９１８は遠位端で縮径し、遠位端での外径が近位端の外径より僅かに小さくなる。外側管体９１８は、およそ０．０８ｍｍからおよそ０．１６ｍｍの間の壁厚を有することができ、幾つかの実施形態では、およそ０．１０ｍｍからおよそ０．１３ｍｍの間の壁厚を有する。例示的な実施形態では、外側管体９１８は、低密度ポリエチレンのような、およそ１００，０００ｋＰａからおよそ２５０，０００ｋＰａの間の曲げ弾性率（ＡＳＴＭ Ｄ−７９０による測定）を有するポリマーを含む。

図２４に示した例示的な実施形態では、近位の内側管状セグメント９１９は、カテーテルの近位端から近位接合部９２２まで延びている。１つの実施形態では、この距離はおよそ１０ｃｍからおよそ７０ｃｍの間であり、別の実施形態では、この距離はおよそ４０ｃｍからおよそ６０ｃｍの間であり、更に別の実施形態では、この距離はおよそ５０ｃｍである。１つの実施形態では、近位の内側管状セグメント９１９の壁厚は、およそ０．０８ｍｍからおよそ０．１８ｍｍの間であり、別の実施形態では、近位の内側管状セグメント９１９の壁厚は０．１０からおよそ０．１３ｍｍの間である。１つの実施形態では、近位の内側管状セグメント９１９は、ポリプロピレンのようなおよそ１，５００，０００ｋＰａからおよそ１，８００，０００ｋＰａの間の曲げ弾性率を有するポリマーを含む。従って、このような実施形態では、カテーテルの近位端と近位接合部９２２との間のカテーテルの部分は比較的剛性がある。１つの実施形態では、近位の内側管状セグメント９１９の内径はおよそ０．４５ｍｍからおよそ０．７５ｍｍの間である。

更に図２４に示した例示的な実施形態を参照すると、中間の内側管状セグメント９２０が、近位接合部９２２から中間接合部９２３まで延びている。１つの実施形態では、中間の内側管状セグメント９２０の長さは、およそ３０ｃｍからおよそ１００ｃｍの間であり、別の実施形態では、中間の内側管状セグメント９２０の長さは、およそ７０ｃｍからおよそ９０ｃｍの間であり、更に別の実施形態では、中間の内側管状セグメント９２０の長さはおよそ８０ｃｍである。例示的な実施形態では、中間の内側管状セグメント９２０は、近位の内側管状セグメント９１９よりも剛性が低い。従って、中間の内側管状セグメント９２０の壁厚は、近位の内側管状セグメント９２０の壁厚よりも小さい。例えば、中間の内側管状セグメント９２０は、近位の内側管状セグメント９１９を構成するポリマーよりも低い曲げ弾性率を有するポリマーを含むことができる。変更された実施形態では、中間の内部セグメント９２０は、近位の内側管状セグメント９１９と同じポリマーを含むが、より小さな壁厚を有する。１つの実施形態では、中間の内側管状セグメント９２０は、およそ０．０５ｍｍ及びおよそ０．１３ｍｍの間の壁厚を有し、別の実施形態では、中間の内側管状セグメント９２０はおよそ０．０５ｍｍからおよそ０．０８ｍｍの間の壁厚を有する。例示的な実施形態では、内側管状セグメント９１９、９２０は、適切に先細にされた外径を有する管材の連続した長さを含むことができる。

遠位の内側管状セグメント９２１は、中間接合部９２３からカテーテルの遠位端に近接する位置９２４まで延びている。例えば、１つの実施形態では、位置９２４は、超音波放射部材の近位端に隣接することができる。１つの実施形態では、遠位の内側管状セグメント９２１の長さは、およそ５ｃｍからおよそ２０ｃｍの間であり、別の実施形態では、遠位の内側管状セグメント９２１の長さは、およそ７ｃｍからおよそ１５ｃｍの間であり、更に別の実施形態では、遠位の内側管状セグメント９２１の長さはおよそ１０ｃｍである。

前述のことに基づくと、例示的な実施形態では、近位接合部９２２からカテーテルの遠位端までの距離はカテーテル全長のおよそ５０％より大きくなる。別の実施形態では、近位接合部９２２からカテーテルの遠位端までの距離は、カテーテル全長のおよそ６０％より大きくなる。このような実施形態では、遠位の内側管状セグメント９２１は、中間の内側管状セグメント９２０よりも剛性が低く、内側管状セグメント９２０と位置９２４より遠位に延びる外側管体９１８の部分との間で可撓性の移行が可能となる。このような実施形態では、遠位の内側管状セグメント９２１の壁厚は、（ａ）中間の内側管状セグメント９２０の壁厚より小さく、及び／又は（ｂ）中間の内側管状セグメント９２０を構成するポリマーよりも低い曲げ弾性率を有するポリマーを含む。例えば、１つの実施形態では、遠位の内側管状セグメント９２１は、（ａ）中間の内側管状セグメント９２０を構成するポリマーよりかなり小さいが、（ｂ）外側管体９１８を構成するポリマーより大きい曲げ弾性率を有するポリマーを含む。遠位の内側管状セグメント９２１は、例えば、鎖状低密度ポリエチレンとすることができる。典型的には、遠位の内側管状セグメント９２１を構成するポリマーの曲げ弾性率は、およそ１５０，０００ｋＰａからおよそ３５０，０００ｋＰａの間である。１つの実施形態では、遠位の内側管状セグメント９２１を構成するポリマーの曲げ弾性率は、およそ２００，０００ｋＰａからおよそ３００，０００ｋＰａの間である。１つの実施形態では、遠位の内側管状セグメント９２１の壁厚は、およそ０．０５ｍｍから０．１０ｍｍの間であり、別の実施形態では、遠位の内側管状セグメント９２１の壁厚はおよそ０．０６ｍｍから０．０９ｍｍの間である。例示的な実施形態では、セグメント９２０、９２１の内径は、セグメント９１９の内径と実質的に同じである。

接合部９２２、９２３は、図２４では突合せジョイントとして示しているが、他の実施形態ではこれらの接合部は、他のタイプのジョイントを含むことができる。例えば、他の１つの実施形態では、接合部９２２、９２３は重ねジョイントを含む。

従って、図２４に示したカテーテルは、異なる可撓性又は剛性の４つのセグメントを含み、各セグメントは遠位方向で次第に可撓性が増大する。この構成は、２つのセグメントのカテーテルよりも緩やかな可撓性又は剛性の勾配をもたらす。具体的には、本明細書で説明する実施形態のカテーテルセグメント間の可撓性又は剛性の変化は、２つのセグメントのカテーテルのものほど大きくはない。詳細には、本明細書で説明するカテーテルの実施形態は、カテーテルの遠位端に位置する剛直な超音波放射部材があるにもかかわらず、カテーテルの遠位端が患者の脈間構造の鋭角な屈曲付近でキンクする可能性を低減しながら進むことができるようにする。複数セグメントの構成は、カテーテルが鋭角の屈曲付近でガイドワイヤを辿る能力を向上させ、疲労ストレスによる障害、層間剥離、他のカテーテル構造上の障害を起こす可能性を低減する。このような複数セグメントのカテーテルは、本明細書で開示されるカテーテル製造技術に従って製造することができる。

近位要素ジョイント
カテーテル本体の可撓性、剛性、及び他の機械的特性を変更する幾つかの技術を本明細書で開示する。本明細書の他の場所で説明しているように、幾つかの実施形態においてカテーテル本体は、カテーテルの近位端で可撓性が低く、遠位端に向かって次第に可撓性が増大する。この構成は、有利には、カテーテルをガイドワイヤを介して患者の脈管構造を通って治療部位まで進展させるときに用いる押し込み、ひねり、又は他の動作を容易にすることによって、カテーテルの操作性を向上させる。例えば、多くの場合、遠位方向で可撓性が増大するカテーテルは、耐キンク性が強化される。

しかしながら上述のように、本明細書で説明するカテーテルの機械的特性を操作する技術の多くは、１つ又はそれ以上の超音波放射部材をカテーテル遠位領域に装着したカテーテルに用いることができる。このような実施形態では、超音波放射部材は、他の可撓性のカテーテルの端部領域で比較的剛性のある先端として機能する。従って、近位要素ジョイントでは、外側シースの比較的可撓性のある遠位領域から比較的剛直な超音波放射部材へ可撓性が不連続的に変化する。上述のように近位要素ジョイントの剛性を低減すると、ジョイントの可撓性が向上し、カテーテルの可撓性支持部分のキンクの可能性が低下し、更に、ガイドワイヤを介してカテーテルを辿るのが容易になる。

従って例示的な実施形態では、本明細書で説明する、カテーテルの近位領域からカテーテルの遠位領域まで徐々に増大する可撓性を取り入れる技術のいずれかを用いて、近位要素ジョイントに可変の可撓性を取り入れることができる。例えば、外側シースの可撓性は、超音波放射部材の近位領域で徐々に減少し、これによって近位要素ジョイントでの可撓性の不連続な変化を排除することができる。

このような例示的な実施形態のカテーテルの軸方向の位置に応じたカテーテルの相対的可撓性を図２５に示している。詳細には、図２５は、カテーテルの近位領域から遠位先端部の間のカテーテルの長さ（ｘ軸）にそった種々の地点での超音波カテーテルの相対的可撓性を（ｙ軸上に）示している。上述のように、図２５では増加する可撓性領域１６０として示されカテーテルが遠位方向でより可撓性となる領域において、本明細書で説明したカテーテルの可変の可撓性をもたらす方法を用いることができる。

同様に、遠位方向でカテーテルの可撓性が低下するようになる近位要素ジョイントの領域１６２において、本明細書で説明したカテーテルの可変の可撓性を提供する方法のいずれかを用いることができる。このような方法は、限定ではないが、編組、圧縮領域、補強ワイヤ、及び複合材料を用いることを含む。このような方法を利用して、カテーテルの遠位領域と比較的剛直な超音波放射部材領域１６４との間の近位要素ジョイントにおけるカテーテルの可撓性の不連続な変化を排除することができる。

更に図２５を参照すると、超音波放射部材領域１６４より遠位に位置する遠位先端部の領域１６６は、患者の脈管構造を通る操作性を向上させるために増大する可撓性を提供することができる。

図２５は、可変の可撓性のあるカテーテルの例示的な構成を示している。他の実施形態では、他の構成を使用してもよい。例えば、変更された実施形態では、カテーテルは、近位領域と遠位領域との間で比較的一定の可撓性を有することができ、近位要素ジョイントで可撓性が変化する。このような実施形態は、より少数の構成要素を備え、従って製造コストを削減することができる。更に他の実施形態では、カテーテルは、カテーテルの近位領域と遠位領域との間に複数の可撓性の最大値と最小値を有することができ、このような最大値及び最小値は、カテーテルが送られることになる脈間構造の特性に応じて軸方向に位置付けられる。

引き続き図２５を参照すると、１つの実施形態では超音波放射部材領域１６４は、通常の使用状態の間は実質的に曲げられないカテーテルの部分を含む。１つの実施形態では、超音波放射部材領域１６４の長さは、約６ｍｍ未満の長さを有し、別の実施形態では約５ｍｍ未満であり、更に別の実施形態では約４ｍｍ未満である。これらの実施形態では、超音波放射部材領域１６４は、十分なエネルギー（例えば好ましい実施形態の超音波エネルギー）を治療部位に送出できるように３ｍｍを超える長さを有する。実質的に曲げられないエネルギー送出部分の長さがより長いカテーテルは、中大脳動脈の主枝及び分枝のような小血管を効果的に進むことが困難である。

複合管材を有する送出管腔
上述のように、超音波カテーテルが、患者の脈管構造を通って進展する間に座屈又はキンクする場合には、超音波放射部材を治療部位まで送出することができない可能性がある。神経血管系に関しては、これは超音波カテーテルの使用を制限してきた重大な技術上の障害である。更に、カテーテルの座屈又はキンクは、患者の脈管構造を損傷する可能性がある。

上述の超音波カテーテルに関しては、カテーテルが患者の脈管構造の困難な領域を通過するときに内側コア１１０がキンク又は捻れ（「楕円化」とも呼ぶ）を起こさないことが特に有利である。このような楕円化は、カテーテルが進展するガイドワイヤ上で内側コア１１０が動かなくなる原因となる。従って、図２６Ａ及び２６Ｂは、改良された内側コア１２０２を示しており、これは患者の脈管構造の困難な領域を通って進むことができるように十分な可撓性を保持しながら、キンク及び座屈に対する耐性を高めるように構成されている。

図２６Ａ及び２６Ｂに示すように、内側コア１２０２は、補強部材１２０６に囲まれた内側部材１２０４を含み、該補強部材が好ましくは外側部材１２０９で覆われている複合構成を有する。図示の実施形態では、内側部材１２０４は、例えばテフロン（登録商標）のような滑らかな材料で作られるのが好ましい。補強部材１２０６は、好ましくはステンレス鋼を含み、これは内側部材１２０４の周りに１インチにつき約４０巻の密度を有する螺旋パターンでコイル巻きにされる。変更された実施形態では、内側部材は、異なるパターン（例えば織り、ジグザグ）で内側部材の周りに配置することができ、異なる材料（例えば金、その他の金属又は合金、繊維、など）で形成することができる。好ましい実施形態では、コイルは平坦な輪郭を有するワイヤを含むが、他の実施形態では、コイルは他の断面形状（例えば円形）を有することもできる。更に別の実施形態では、部材１２０６は、切り込み（例えば螺旋カット）が形成されたハイポチューブ又はポリマーチューブで形成することができる。一般に、補強部材１２０６は、少なくとも限定的に縦方向で伸縮可能であると同時に、半径方向の強度を与える。限定的な縦方向の伸縮は、内側コア１２０２に十分な可撓性をもたらす。例えば、補強部材１２０６は、カテーテルが屈曲すると伸縮することができる。

図示の実施形態では、外側部材１２０９は、追加の材料の層で被覆することができる滑らかなポリマーから構成されるのが好ましい。好ましい実施形態では、外側部材は、Ｔｅｃｏｆｌｅｘ（登録商標）の外皮１２１０で被覆したＰｅｂａｘ（登録商標）の壁１２０８を含む。当然ながら、他の実施形態では別の材料を使用することもできる。

１つの実施形態では、内側部材１２０４は、厚さ０．００５インチのテフロン層を含む。補強部材１２０６は、テフロン層の周りに巻かれた厚さ０．００５インチの平坦ワイヤのステンレス鋼ワイヤコイルを含む。ワイヤコイルとテフロン層の上にＰｅｂａｘ層が重なる。Ｐｅｂａｘ層は、ワイヤ上で約０．０００７５インチ、ワイヤ内の間隙上で約０．００１２５インチの厚さを有する。Ｐｅｂａｘ層の上に約０．０００２５の厚さを有するＴｅｃｏｆｌｅｘの層を設けるのが好ましい。

上述のように、好ましい実施形態では、内側コア１２０２は、補強部材１２０６の少なくとも一部がカテーテルの縦軸に対して曲がることができるように構成されている。自由に曲がる部分間では、補強部材１２０６を内側部材１２０４及び／又は外側部材１２０９に対して固定することができる。１つの好ましい実施形態では、補強部材１２０６は、内側部材１２０４及び／又は外側部材１２０９に対して内側コア１２０２の遠位部分及び近位部分、又は両端でのみ固定することができる。

１つの実施形態では、補強部材１２０６は、カテーテルの長さの少なくとも約５０％にわたり延びている。別の実施形態では、補強部材１２０６は、カテーテルの長さの少なくとも約７５％にわたり延びている。別の実施形態では、補強部材１２０６は、カテーテルのほぼ全長にわたって延びている。これらの構成は、蛇行した解剖学的構造を通ってカテーテルを進展するときに補強部材が曲がることができるようにすると共に、楕円化を低減する。

上述のように、ガイドワイヤの動きは、カテーテル本体のキンク又は捻れ（「楕円化」とも呼ぶ）によって妨げられる可能性がある。超音波カテーテルの耐キンク性は、ガイドワイヤをカテーテル中に自在に通す能力とも関係しているが、カテーテルがキンクを生じることなく受けることのできる最小半径１８０°の屈曲を試験することで評価することができる。例示的な実施形態では、上述の複合材料の内側コア１２０２を備えたカテーテルは、約１０ｍｍ未満の半径を有する１８０°の屈曲をキンクを生じることなく受けることができる。別の例示的な実施形態では、カテーテルは、約８ｍｍ未満の半径を有する１８０°の屈曲をキンクを生じることなく受けることができる。更に別の例示的な実施形態では、約６ｍｍ以下の半径を有する１８０°の屈曲をキンクを生じることなく受けることができる。このような実施形態では、内側コア１２０２は、標準的な０．０１４インチのガイドワイヤを受け入れるように構成されており、ガイドワイヤは直径が最大約０．０１７インチとすることができる。１つの実施形態では、内側部材１２０４の内径は、およそ０．０１８インチ±０．００５インチである。他の実施形態では、内部ライナー１２０４の内径は、およそ０．０１８インチ±０．０１０インチである。更に別の実施形態では、内部ライナー１２０４の内径は、およそ０．０１８インチ±０．１００インチである。

超音波カテーテルが本明細書で記載された複合送出管腔を含む実施形態では、有利には、カテーテル１００の耐キンク性及び可撓性は、ポリイミドだけからなる送出管腔を備えたカテーテルよりも大きい。またこの構成は、管材本体が患者の脈管構造の困難な領域を通過するときに楕円形になる傾向を低減し、これによって送出管腔１２０２内でガイドワイヤが動かなくなる可能性を低減する。更に、補強部材１２０６の存在は、送出管腔１２０２の破裂強度、耐キンク性、及び可撓性を増大させ、送出管腔１２０２の遠位端及び近位端のような他のカテーテル構成部品が送出管腔１２０２に結合されることになる場所により強力な結合を提供する。補強部材１２０６を用いて、送出管腔１２０２、言い換えるとカテーテルの可撓性を制御することができることも理解されたい。これは、補強部材１２０６の厚さ及び／又は特性を変更することによって行うことができる。

幾つかの実施形態では、送出管腔は、送出管腔と外側シースとの間の領域１３８（図２Ａ参照）の大きさを増大させるような寸法で構成することができる。より大きい領域１３８を設けることにより、例えば、超音波放射部材及び温度センサに電力を供給するように構成された導体などの導電体用に対してより大きな空間を位置付けることが可能となる。

本明細書に記載した管状本体の操作性を増大させる技術は、管状本体の全長に適用することができ、又は管状本体の一部に適用してもよい。他の実施形態では、この技術は管状本体の種々の長さに沿って様々な程度に適用することができる。例えば、このような１つの実施形態では、管状本体は、可変の可撓性で構成することができ、上述のような管状本体の可撓性が近位領域から遠位領域にまで徐々に増大するようになる。また上述のように、耐キンク性及びトルク伝達性のような管状本体の他の特性をカテーテルの長さに沿って変更することができる。

送出管腔が、上述並びに図２６Ａ及び２６Ｂで示したような複合送出管腔１２０２から構成される実施形態では、ポリイミドスリーブをバックエンドハブ１１８に組み込んで、複合送出管腔１２０２とバックエンドハブ１１８との係合を容易にすることができる。例えば、図２７は、複合送出管腔１２０２と接続して使用することができるバックエンドハブ１１８の選択的な内部構成部品を示している。

例えば、図２７に示したバックエンドハブ１１８は、複合送出管腔１２０２の近位端に結合されたポリイミドスリーブ１２１２を含んでいる。例示的な実施形態では、ポリイミドスリーブ１２１２は、複合送出管腔１２０２の内径と実質的に等しい内径を有する。ポリイミドスリーブ１２１２の一端は、複合送出管腔１２０２を覆って拡大され、内径に沿って比較的滑らかに移行する確実な滑り嵌合式のジョイントを生成することができる。加熱及び／又は接着を使用して、ジョイントを結合及び密封することができる。この構成は、有利には、ガイドワイヤがバックエンドハブ１１８を通り複合送出管腔１２０２内に移動するのを円滑にする。更にこの構成は、有利には、複合送出管腔１２０２が硬化処理中に紫外線に曝露されるのを低減又は防止し、ポリイミドスリーブ−複合送出管腔１２０２ジョイントが組み立て中に受ける曲げ応力の量を低減する。１つの実施形態では、ポリイミドスリーブ１２１２と複合送出管腔１２０２との間のジョイントの長さは、上記で定義したように近位要素ジョイントの長さにほぼ等しい。

ポリイミドスリーブ１２１２の他端は、バックエンドハブ１１８の中のルアー取付具１２１４と係合して、ポリイミドスリーブ１２１２を所定位置に係止する。例示的な実施形態では、ポリイミドスリーブ１２１２とルアー取付具１２１４との係合の長さは、およそ０．４００インチであるが、他の実施形態では他の寸法を使用することができる。

送出管腔が複合送出管腔１２０２から構成される実施形態では、図２８に示すようにポリイミドチューブ１２１６を複合送出管腔１２０２の遠位端に結合することができる。ポリイミドチューブ１２１６は、超音波放射部材１２４の領域を通る送出管腔として機能する。複合送出管腔の遠位端とポリイミドチューブ１２１６との結合部は、本明細書では「遠位送出管腔結合部」１２１８と呼び、例示的な実施形態では外側シース１０８内に位置している。このような実施形態では、遠位送出管腔結合部１２１８は、約０．０２０インチから約０．０２５インチの間の長さを有する。別の実施形態では、遠位送出管腔結合部１２１８は、およそ０．０１０インチから０．０３５インチの間の長さを有する。他の実施形態では他の寸法を使用することができる。例えば１つの実施形態では、遠位送出管腔結合部１２１８は、最小許容長さを有しながらも、複合送出管腔１２０２とポリイミドチューブ１２１６とを共に保持するのに十分な強度を提供する。

図２８に示した例示的な実施形態を更に参照すると、ポリイミドチューブ１２１６は、超音波放射部材１２４の管腔を通る。このような１つの実施形態では、ポリイミドチューブ１２１６は、遠位送出管腔結合部（ここにポリイミドチューブが複合送出管腔１２０２を覆って嵌合する）でおよそ０．０２３インチの内径を有し、超音波放射部材１２４内でおよそ０．０１８インチの内径を有する。このような実施形態では、遠位送出管腔結合部１２１８を含むポリイミドチューブ１２１６の長さは、約０．１５１インチから約０．１８２インチの間である。他の実施形態ではポリイミドチューブ１２１６に他の寸法を使用することができる。

本明細書に記載した遠位送出管腔結合部１２１８の構成は、有利には、複合送出管腔１２０２とポリイミドチューブ１２１６との間に確実な滑り嵌合ジョイントを提供する。遠位送出管腔結合部１２１８は、内径に沿って比較的滑らかに移行する。熱を利用してジョイントを結合し密封することができ、接着剤は必要ではないが、変更された実施形態では接着剤を使用してもよい。ジョイントを結合するのに熱を利用することにより、有利には高い結合強度をもたらし、送出管腔内径のあらゆる逆流の精密制御が可能となり、比較的小さな薄型の結合部を提供する。しかしながら、他の実施形態では他の結合技術を用いることができる。

本明細書に記載した遠位送出管腔結合部１２１８の構成は、有利には、ガイドワイヤが遠位送出管腔結合部１２１８を通過するのを容易にし、一般に近位要素ジョイントの可撓性を向上させ、これによって遠位の脈管構造へのカテーテルのアクセス性を高める。この構成はまた、コイル１２０６によるような、複合送出管腔１２０２の遠位端に存在する可能性のある鋭利な端部を覆う。

更に、遠位送出管腔結合部１２１８が複合送出管腔１２０２と外側シース１０８との間の領域に存在することにより、狭い通路１２２０が生成され、この通路を利用して、超音波放射部材を駆動するのに使用される導電体（図示せず）などを所定位置に保持することができる。この構成は、導電体が超音波放射部材から偶発的に切断される可能性を低減することができる。

変更された実施形態では、カテーテルは、遠位送出管腔結合部１２１８の領域にエッチング処理をすることができる。エッチング処理は一般に、遠位送出管腔結合部１２１８の強度を増大させる。

引き続き図２８を参照すると、この例示的な実施形態では、カテーテルの遠位端１０６がまた、通常超音波放射部材１２４の周りに配置されたスリーブ１３０を含む。上述のように、スリーブ１３０は、超音波エネルギーを伝達しやすい材料から構成される。スリーブ１３０に好適な材料には、ポリオレフィン、ポリイミド、ポリエステル、及び超音波エネルギーの最小限の吸収で容易に伝達する他の材料が含まれるが、これらに限定されない。スリーブ１３０の近位端は、外側シース１０８に接着剤１３２で取り付けることができる。外側シース１０８への接着剤１３２の接着性を向上させるために、及び可撓性を向上させるために、接着剤１３２を外側シース１０８に付着させる肩部１２７又はノッチが、該外側シース１０８に形成される。１つの実施形態では、ノッチ１２７は、外側シース１０８の外径を削ることによって形成される。図２８に示すように、遠位送出管腔結合部１２１８は、外側シース１０８とスリーブ１３０との間の接着接合部と同じ軸領域内に位置しているのが好ましい。

充填材料を超音波放射部材１２４とスリーブ１３０及び／又はポリイミドチューブ１２１６との間に配置することができる。充填材料は、これらの部材間の動きを低減し、電気絶縁を可能にする。

上述のように、図１から図２Ｂに示した実施形態では、超音波エネルギーは超音波放射部材１２４に供給される電力から生成される。電力は、外側部材１０８と内側コア１２０２との間で管状本体１０２を通って延びる導線１２６、１２８を通じて供給することができる。好ましい実施形態では、導線１２６、１２８は内側コア１２０２と外側シース１０８との間の領域１３８に自由に延びることができる。図示の実施形態では、第１の導線１２６が超音波放射部材１２４の中空に接続され、他方、第２の導線１２８は超音波放射部材１２４の外周に接続される。

図２Ｂの実施形態で説明したように、少なくとも１つの温度センサ（図示せず）を超音波放射部材１２４上又はその付近に配置する。制御線１２７は、センサをコントロールボックスに接続する。導線１２６、１２８と同様に、制御線１２７は、外側部材１０８と内側コア１２０２との間で管状本体１０２を通って延びており、好ましくは内側コア１２０２と外側シース１０８との間の領域１３８で自由に延びることができる。

好ましい実施形態では、カテーテルの外側構成部品と内側構成部品との間に位置付けられた導線１２６、１２８及び／又は制御線１２７の部分の延長した長さは、対応するカテーテルの外側構成部品及び内側構成部品の延長した長さよりも長い。このように、カテーテルが脈管系を通って進むときに、導線１２６、１２７、１２８が実質的にカテーテルの剛性に付加されないように、該導線は弛緩した状態にある。加えて、導線１２６、１２７、１２８は自由に動くことができるので、屈曲及び圧縮することができ、カテーテルの剛性を更に低減することができる。１つの実施形態では、カテーテルの外側構成部品と内側構成部品との間に位置付けられた導線１２６、１２８及び／又は制御線１２７の部分の延長した長さは、対応するカテーテルの外側構成部品及び内側構成部品の延長した長さよりも約０．０２％長い範囲にある。別の実施形態では、延長した長さは、少なくとも約０．５％長く、別の実施形態では少なくとも約０．７０％長い。１つの実施形態では、延長した長さは対応するカテーテルの外側構成部品及び内側構成部品の延長した長さよりも約０．０２％から約０．７０％の範囲で長く、別の実施形態では延長した長さは、約０．０２％から約０．５０％の範囲で長い。これらの実施形態では、導線１２６、１２７、１２８は、内側コア１２０２の周りに巻きつけて（例えば螺旋状に巻きつけて）、余分な長さを巻き取ることができる。

遠位の剛直部分が削減された超音波カテーテル
上述のように、超音波カテーテルは、超音波放射部材の周りでカテーテルの遠位領域において可撓性が減少した領域を有することが多い（例えば図２５の超音波放射部材の領域１６４を参照）。この遠位の剛直部分は、特に遠位の剛直部分の長さが増大すると、カテーテルが患者の脈管構造の困難な領域を通過するのを妨げる可能性がある。この問題は、ガイドワイヤ上を超音波カテーテルが辿る間に可撓性の遠位先端部（例えば図２５の遠位先端領域１６６を参照）が楕円形になりガイドワイヤを締め付ける場合に明らかになることが多い。

超音波カテーテルが確実にガイドワイヤを辿る能力は、遠位先端部領域１６６の長さを短縮することにより向上させることができる。例えば、改良されたガイドワイヤ追従性能を備えた超音波カテーテルの１つの実施形態では、遠位先端部領域１６６の長さはおよそ０．３５インチからおよそ０．４５インチの間である。実際に、このような設計上の改良を実行すると、患者の脈管構造の遠位領域で超音波カテーテルの確実にガイドワイヤを辿る能力に悪影響を与えることなく、超音波放射部材１２４の長さを増大させることが可能になり、これによってより多くの超音波エネルギーを有利に治療部位まで送出することが可能になる。更に、遠位先端部領域１６６の長さを短縮させることにより、カテーテルが患者の脈管構造を通過するときに遠位出口ポート１１４が開いて折り重なる（一般には「フィッシュマウス化」と呼ぶ）傾向が低減される。

図２９は、遠位先端領域１６６’の長さがかなり短縮され鈍く且つ組織を傷つけない先端を形成している。遠位先端領域１６６’は、先端部が屈曲又は変形できないようにカテーテル本体に比べて相対的に硬質であるのが好ましい。図２５を参照すると、この実施形態では遠位領域１６６は、超音波放射部材領域１６４と少なくとも同じ程度に剛直であるか、より剛直とすることができる。１つの実施形態では、遠位領域１６６’の長さは約０．２５インチ未満であり、別の実施形態では約１インチ未満である。

超音波カテーテルの遠位先端部設計の他の態様は、遠位剛直部分の長さを短縮して超音波カテーテルの操作性を高めるように処理することができる。例えば、超音波カテーテルがガイドワイヤを確実に辿る能力は、近位要素ジョイントの領域で接着剤１３２（図２Ａ参照）のウィッキングを削減することによって改善することができる。これは、近位要素ジョイントに少量の接着剤１３２を使用することにより、及び／又は本明細書に記載したように近位要素ジョイントでの接着方法及び技術を変更することによって達成できる。近位要素ジョイントの強度は、スリーブ１３０と外側シース１０８との間の「重なり」を増やすことによって少量の接着剤で維持することができる。

ベンチマーキング
本明細書で提供された種々の実施形態による、詳細には図２６〜２９を参照して説明した改良に従って製造された超音波カテーテルは、患者の遠位の脈管構造内に位置する治療部位へのカテーテルの送出を容易にする有利な物理的特性を有する。これらのカテーテルの剛性、ガイドワイヤの動き、及び他の特性などの機械的特性は、引張試験器、フォースゲージ、及びＴｉｎｉｕｓ Ｏｌｓｅｎ剛性試験器のような標準的な試験装置を使用して試験することができる。カテーテルの設計は、患者の脈管構造内で遭遇する状態をシミュレーションするためにおよそ３７℃の水槽中で評価することができる。

例えば、軸方向のカテーテル位置の関数としてのカテーテルの剛性は、Ｉｎｓｔｒｏｎ（登録商標）引張強度試験機を用いて測定することができる。１つの例示的な実施形態では、超音波カテーテルの剛性は、カテーテルの遠位先端部から２０ｃｍ以内の領域で約０．０５ポンド未満である。別の例示的な実施形態では、超音波カテーテルの剛性は、遠位先端部から２０ｃｍ以内の領域で約０．１５ポンド未満である。別の例示的な実施形態では、超音波カテーテルの剛性は、遠位先端部から３０ｃｍ以内の領域で約０．１０ポンド未満である。別の例示的な実施形態では、超音波カテーテルの剛性は、遠位先端部から３０ｃｍ以内の領域で約０．２０ポンド未満である。

ガイドワイヤの動作は、カテーテル本体のキンク又は捻れ（「楕円化」とも呼ぶ）によって妨げられる可能性があるが、種々の直径のループ及び／又はカーブを通るガイドワイヤの動作を観察することによって測定することができる。例えば、１つの試験では、標準的な０．０１４インチのガイドワイヤを約６ｍｍから約１２ｍｍの間の直径を有する１つ又はそれ以上の３６０°のループに曲げられたカテーテルに通す。このようなループは、中大脳動脈のような典型的な治療部位に近づく際に遭遇する蛇行を示している。別の試験では、カテーテルは一連のＳ字カーブに曲げられる。ガイドワイヤをループ／カーブを通して押し引きすると、引掛かり、突き当たり、又はワイヤ撓みが観察され、これらはカテーテルのキンク、カテーテルの楕円化、ガイドワイヤの固着、又は他の悪条件を示す可能性がある。

また、小半径の屈曲又は分岐部におけるような患者の脈管構造の難しい領域において、超音波カテーテルがガイドワイヤを辿る能力を評価することができる。一般に、カテーテルを大半径に屈曲した経路よりも小さい半径に屈曲した経路を進ませるには、より大きな力が必要とされ、すなわち、一般に１８０°未満のカーブよりも１８０°のカーブを超音波カテーテルが進むには、より大きな力が必要とされる。例えば、１つの実施形態では、標準的な０．０１４インチのガイドワイヤを介して超音波カテーテルを直径７ｍｍのカーブで引っ張るには、およそ１０グラム未満が必要である。別の実施形態では、標準的な０．０１４インチのガイドワイヤを介して超音波カテーテルを直径７ｍｍのカーブで引っ張るには、およそ８グラム未満が必要である。

これらの改良により、本明細書で開示された超音波カテーテルは、限定ではないが、中大脳動脈の主枝及びこれに続く分枝を含む患者の神経血管系の遠位領域に確実且つ安全に到達することが可能になる。このことは、超音波カテーテルの大きな進歩を表している。

上述の可撓性の改善に加えて、上述した可撓性の特性が、治療に足りる線量の超音波エネルギーを送出するのに十分な大きさのトランスデューサ要素に対して十分な空間を提供する超音波カテーテルにより達成されることもまた有利である。従って、１つの実施形態では、超音波カテーテルは約０．０１８インチ未満のユーティリティ管腔内径を有し、別の実施形態では約０．０１７インチ未満であり、それでも更に標準的な０．０１４インチのガイドワイヤを受け入れることができる。このような実施形態では、超音波放射部材を含むカテーテルの領域の外径は、約２．０フレンチより大きい外径であり、別の実施形態では約２．８フレンチより大きい外径であり、別の実施形態では約３．３フレンチより大きい。この構成は、有利には、十分に大きなトランスデューサ要素が中大脳動脈の主枝及びこれに続く分枝などの小血管を通って進むことを可能にする。

結論
上記の詳細な説明は、本発明の装置及び方法の幾つかの例示的な実施形態を示したが、上記の説明は例証に過ぎず、開示される発明を限定していない点を理解されたい。開示される特定の寸法及び構成は、上述のものとは異なる可能性があり、記載した方法は体内のどのような生物学的管体内でも使用することができることは理解されるであろう。

人体の小血管内に挿入するのに特に好適な超音波カテーテルの側面図である。 図１の超音波カテーテルの遠位端の断面図である。 図２Ａの直線２Ｂ−２Ｂから切った図１の超音波カテーテルの断面図である。 可変の可撓性を持つ多層部分を有するカテーテル部分の部分断面図である。 ほぼ一定の可撓性を持つ多層部分を有するカテーテル部分の部分断面図である。 部分的に螺旋カットのある多層部分を有するカテーテル部分の部分断面図である。 カテーテルの遠位端とカテーテル接合部分との間の界面の断面図である。 織編組の耐キンク部材を含むカテーテルの遠位部分の部分切取図である。 螺旋巻コイルの耐キンク部材を含むカテーテルの遠位部分の部分切取図である。 超音波カテーテルの遠位端及び接合部分を含む構成部品の分解図である。 可変の可撓性を有するカテーテルの側面図である。 可変の直径の補強ストランド及び可変の外径を有するカテーテルの遠位部分の半径方向断面図である。 可変の直径の補強ストランド及び可変の外径を有するカテーテルの中央部分の半径方向断面図である。 可変の直径の補強ストランド及び可変の外径を有するカテーテルの近位部分の半径方向断面図である。 可変の直径の補強ストランド及びほぼ一定の外径を有するカテーテルの遠位部分の半径方向断面図である。 可変の直径の補強ストランド及びほぼ一定の外径を有するカテーテルの中央部分の半径方向断面図である。 可変の直径の補強ストランド及びほぼ一定の外径を有するカテーテルの近位部分の半径方向断面図である。 可変の厚さの内部補強層を有するカテーテルの遠位部分の半径方向断面図である。 可変の厚さの内部補強層を有するカテーテルの中央部分の半径方向断面図である。 可変の厚さの内部補強層を有するカテーテルの近位部分の半径方向断面図である。 図１６から図１８の３つの半径方向断面に対応するカテーテル１００の縦方向断面図である。 剛性が近位方向で非離散的に徐々に増大するカテーテルの縦方向断面図である。 ほぼ一定の断面構成と、第１の外側シース材料と、第２の補強ストランド部材とを有する押出管状部材を伸張することによって製造されたカテーテルの遠位部分の半径方向断面図である。 ほぼ一定の断面形状と、第１の外側シース材料と、第２の補強ストランド材料とを有する押出管状部材を伸張することによって製造されたカテーテルの中央部分の半径方向断面図である。 ほぼ一定の断面形状と、第１の外側シース材料と、第２の補強ストランド材料とを有する押出管状部材を伸張することによって製造されたカテーテルの近位部分の半径方向断面図である。 同軸分割構造を有するカテーテルの断面図である。 軸方向のカテーテル位置の関数として相対的なカテーテルの可撓性を示す例示的なグラフである。 改良した可撓性及び耐キンク性並びに耐座屈性を備えた複合管状本体の部分切取側面図である。 直線２６Ｂ−２６Ｂに沿って切った図２６Ａのカテーテルの断面図である。 図２６Ａ及び２６Ｂの複合管状本体に使用するように構成されたバックエンドハブの選択した内側構成部品の切取図である。 図２６Ａ及び２６Ｂの複合管状本体を含む超音波カテーテルの遠位端の断面図である。 超音波カテーテルの遠位端の変更形態の断面図である。

符号の説明

１０８ 外側シース
１２４ 超音波放射部材
１２７ 肩部
１３０ スリーブ
１３２ 接着剤

Claims (38)

1. 患者の神経血管系の中に進展するように構成された超音波カテーテルであって、
   外側シース近位領域から外側シース遠位領域まで縦方向に延びる中央管腔を定める細長い外側シースと、
   前記中央管腔に位置付けられた細長い中空の内側コアであって、ガイドワイヤを受け入れるように構成されたユーティリティ管腔を定め、前記外側シース遠位領域よりも近位にある地点で終端する遠位領域を有し、前記内側コアの少なくとも一部に沿って延びる補強部材を含み、該補強部材がカテーテルが曲げられたときに前記内側コアの楕円化を低減するように構成されている内側コアと、
   前記内側コア遠位領域に結合された管状内側支持部材と、
   前記外側シース遠位領域に結合された管状外側支持部材と、
   内部通路を有する超音波放射部材と、
   を備え、
   前記超音波放射部材が、前記内側支持部材と外側支持部材との間にほぼ位置付けられて、前記内側支持部材が前記中空の内側コアを貫通し、前記外側支持部材が前記超音波部材の外面を覆って位置付けられるようになることを特徴とする超音波カテーテル。
2. 前記内側コアが内側部材と外側部材とを含み、前記補強部材の少なくとも一部が前記内側部材と前記外側部材との間の空間に位置付けられていることを特徴とする請求項１に記載の超音波カテーテル。
3. 前記管状内側支持部材と前記管状外側支持部材のうちの少なくとも１つに結合された遠位先端部を更に含む請求項１に記載の超音波カテーテル。
4. 前記遠位先端部が前記超音波放射部材を越えて約５インチ未満延びることを特徴とする請求項３に記載の超音波カテーテル。
5. 前記遠位先端部が前記超音波放射部材を過ぎて１ｍｍ未満延びることを特徴とする請求項３に記載の超音波カテーテル。
6. 前記外側シース遠位領域を前記管状外側支持部材に結合するように構成された接着結合部を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の超音波カテーテル。
7. 前記外側シース遠位領域が直径低減部分を含み、前記外側支持部材及び前記接着結合部が前記直径低減部分にわたって少なくとも部分的に延びることを特徴とする請求項６に記載の超音波カテーテル。
8. 前記管状外側支持部材は、前記管状外側支持部材の外径が前記外側シースの近位部分の外径以下であるように前記外側シース遠位領域の直径低減部分にわたって滑り嵌合構成で位置付けられる請求項７に記載の超音波カテーテル。
9. 前記管状内側支持部材がポリイミドチューブを含む請求項１に記載の超音波カテーテル。
10. 前記補強部材が前記細長い内側コアの一部の周りに螺旋パターンで巻かれることを特徴とする請求項１に記載の超音波カテーテル。
11. 前記補強部材が平坦な輪郭を有するステンレス鋼を含む請求項１０に記載の超音波カテーテル。
12. 近位端と遠位端とを有する管状本体を備えた神経血管カテーテルであって、
    前記管状本体が、
    近位領域と、遠位領域と、貫通して延びる管腔とを有する外側管状構成部品と、
    前記外側管状構成部品の管腔内に位置付けられて前記外側管状構成部品の近位領域から遠位領域まで延びる内側管状構成部品であって、前記管状本体の近位端から遠位端まで延びるユーティリティ管腔を少なくとも部分的に形成し、前記内側管状本体が、内側部材と、外側部材と、前記外側部材と前記内側部材との間に位置付けられた補強コイルとを含む複合管体から少なくとも部分的に形成されている内側管状構成部品と、
    前記管状本体の遠位端で前記外側管状構成部品と前記内側管状構成部品との間にほぼ位置付けられた少なくとも１つの超音波放射部材と、
    を備える神経血管カテーテル。
13. 前記内側部材がテフロンを含む請求項１２に記載の神経血管カテーテル。
14. 前記外側部材がＰｅｂａｘを含む請求項１２に記載の神経血管カテーテル。
15. 前記補強コイルがステンレス鋼を含む請求項１２に記載の神経血管カテーテル。
16. 前記超音波放射部材が、前記内側管状構成部品の少なくとも一部が貫通して延びる貫通ボアを有する円筒形超音波放射部材を含む請求項１２に記載の神経血管カテーテル。
17. 前記超音波放射部材に隣接して位置付けられた温度センサを更に備える請求項１２に記載の神経血管カテーテル。
18. 前記複合管体は、前記補強コイルが前記カテーテルの長さの少なくとも５０％を越えて延びるように構成された請求項１２に記載の神経血管カテーテル。
19. 前記複合管体は、前記補強コイルが前記カテーテルの長さの少なくとも７５％を越えて延びるように構成された請求項１２に記載の神経血管カテーテル。
20. 前記複合管体は、前記補強コイルが前記カテーテルのほぼ全長にわたって延びるように構成された請求項１２に記載の神経血管カテーテル。
21. 遠位端と近位端とを有するカテーテルであって、
    小血管を通って進展するための遠位端部分が約５フレンチ未満の外径を有し、縦方向に貫通して延びる中央管腔を定める、外面を有する細長い外側シースと、
    前記外側シースの中央管腔を貫通して延び、前記カテーテルの遠位端に位置する出口ポートで終端する、ガイドワイヤを受け入れるように適合されたユーティリティ管腔を定める細長い内側コアと、
    前記カテーテル本体の遠位端で前記外側シースと前記内側コアとの間に位置付けられた超音波部材と、
    前記カテーテルを治療部位に進めるために前記ユーティリティ管腔内に摺動自在に受けるように構成され、約０．０１７インチ以下の直径を有するガイドワイヤと、
    を備え、
    前記カテーテルが、約１０ｍｍ未満の半径を有する１８０度の屈曲を受けながら前記ガイドワイヤ上を摺動できるように構成されたカテーテル。
22. 前記カテーテルが、約８ｍｍ未満の半径を有する１８０度の屈曲を受けながら前記ガイドワイヤ上を摺動できるように構成された請求項２１に記載のカテーテル。
23. 前記カテーテルが、約６ｍｍ未満の半径を有する１８０度の屈曲を受けながら前記ガイドワイヤ上を摺動できるように構成された請求項２２に記載のカテーテル。
24. 前記外側シースの遠位端部分が約２．３フレンチより大きい外径を有する請求項２３に記載のカテーテル。
25. 近位端と遠位端とを有する管状本体を備えた神経血管カテーテルであって、
    前記管状本体が、
    近位領域と、遠位領域と、貫通して延びる管腔とを有する外側管状構成部品と、
    前記外側管状構成部品の管腔内に位置付けられて前記外側管状構成部品の近位領域から遠位領域まで延びる内側管状構成部品であって、前記管状本体の近位端から遠位端まで延びるユーティリティ管腔を少なくとも部分的に形成する内側管状構成部品と、
    前記管状本体の遠位端で前記外側管状構成部品と前記内側管状構成部品との間にほぼ位置付けられた少なくとも１つの超音波トランスデューサと、
    前記超音波トランスデューサに電気的に結合され、前記外側管状構成部品と前記内側管状構成部品との間に延び、前記外側管状構成部品の近位領域から遠位領域まで延びている少なくとも１つの電線と、
    を備え、
    前記内側管状構成部品と前記外側管状構成部品との間に延びる前記電線の部分が、前記内側管状構成部品と外側管状構成部品の対応する部分の延長した長さよりも少なくとも０．０２％だけ長い延長した長さを有することを特徴とする神経血管カテーテル。
26. 前記内側管状構成部品と外側管状構成部品との間に延びる前記電線の部分が、前記内側管状構成部品と外側管状構成部品の対応する部分の延長した長さよりも約５％だけ大きい延長した長さを有する請求項２５に記載の神経血管カテーテル。
27. 前記内側管状構成部品と外側管状構成部品との間に延びる前記電線の部分が、前記内側管状構成部品の周りに螺旋パターンで巻かれていることを特徴とする請求項２５に記載の神経血管カテーテル。
28. 前記管状本体の遠位端で前記外側管状構成部品と前記内側管状構成部品との間にほぼ位置付けられた温度センサを更に備え、前記温度センサは、前記内側管状構成部品及び外側管状構成部品の対応する部分の延長した長さよりも少なくとも０．０２％だけ長い延長した長さを持つ延長部を前記内側管状構成部品と外側管状構成部品との間に有する制御線を介して制御システムに動作可能に接続されていることを特徴とする請求項２５に記載の神経血管カテーテル。
29. 患者の神経血管系に位置する血管閉塞まで進展するように構成された神経血管系カテーテルであって、
    近位領域と、該近位領域と反対側にある約５フレンチ未満の外径を有する遠位領域と、遠位先端領域とを有し、前記近位領域から前記遠位領域になるほど全体的により可撓性になる細長い本体と、
    前記本体の遠位領域内にあり、前記治療部位までエネルギーを送出するように構成されたエネルギー送出装置と、
    を備え、
    前記遠位先端領域が、通常の使用状態の間は曲げられず、約６ｍｍ未満の長さを有するほぼ剛直な部分を含むことを特徴とする神経血管カテーテル。
30. 前記ほぼ剛直な部分の長さが約３ｍｍより大きいことを特徴とする請求項２９に記載の神経血管カテーテル。
31. 前記ほぼ剛直な部分の長さが約５ｍｍ未満であることを特徴とする請求項２９に記載の神経血管カテーテル。
32. 前記ほぼ剛直な部分の長さが約４ｍｍより大きいことを特徴とする請求項２９に記載の神経血管カテーテル。
33. 超音波カテーテルを製造する方法であって、
    外側シース近位領域から外側シース遠位領域まで縦方向に延びる中央管腔を定める細長い外側シースを設ける段階と、
    前記中央管腔内に複数の細長い導電体を設ける段階と、
    前記中央管腔に細長い内側コアを位置付けて、前記複数の導電体が前記内側コアと前記外側シースとの間に位置付けられるようにする段階と、
    管状内側支持部材を前記細長い内側コアの遠位領域に結合する段階と、
    前記内側支持部材が位置付けられる中空の内側コアを含む超音波放射部材を前記内側支持部材に装着する段階と、
    管状外側支持部材を前記細長い外側シースの遠位領域に結合して、前記管状外側支持部材は前記超音波放射部材の外面を覆って配置されるようにする段階と、
    を含む方法。
34. 前記細長い導電体を前記超音波放射部材に電気的に結合する段階を更に含む請求項３３に記載の方法。
35. 温度センサを前記超音波放射部材に隣接して位置付ける段階を更に含む請求項３３に記載の方法。
36. 前記管状外側支持部材が、エポキシを使用して前記細長い外側シースの遠位領域に結合されていることを特徴とする請求項３３に記載の方法。
37. 前記管状内側支持部材が、滑り嵌合の構成を用いて前記細長い内側コアの遠位領域に結合されていることを特徴とする請求項３３に記載の方法。
38. 遠位先端部を前記内側管状支持部材及び外側管状支持部材のうちの１つ又はそれ以上に結合し、前記遠位端部が前記超音波放射部材よりも遠位に位置付けられるようにする段階を更に含む請求項３３に記載の方法。

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