JP5702780B2 - カテーテルシステム - Google Patents

Description

（相互参照）
本願は、米国仮特許出願第６１／２２７，２８４号（名称「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ａｎｄ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｅｎｅｒｇｙ ａｎｄ Ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅｓ ａｎｄ Ｒｅｌａｔｅｄ Ｍｅｔｈｏｄ Ｔｈｅｒｅｏｆ」、２００９年７月２１日出願）、米国仮特許出願第６１／２５３，４３５号（名称「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ａｎｄ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｅｎｅｒｇｙ ａｎｄ Ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅｓ ａｎｄ Ｒｅｌａｔｅｄ Ｍｅｔｈｏｄ Ｔｈｅｒｅｏｆ」、２００９年１０月２０日出願）および米国仮特許出願第６１／２９８，７４１号（名称「Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ａｎｄ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｅｎｅｒｇｙ ａｎｄ Ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅｓ ａｎｄ Ｒｅｌａｔｅｄ Ｍｅｔｈｏｄ Ｔｈｅｒｅｏｆ」、２０１０年１月２７日出願）の利益を主張し、これらの出願の各々は、その全体が本明細書に参照により援用される。

（政府の権利）
本発明は、国立衛生研究所によって与えられる連邦補助金番号ＨＬ０９０７００およびＲＯｌＥＢ００２１８５の下での政府支援によってなされた。米国政府は、本発明に特定の権利を有する。

心血管疾患（Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ ｄｉｓｅａｓｅ、ＣＶＤ）は米国内の２４０万人の死亡の３７％の原因とされた（２００３年）［１（特許文献１）］。ＣＶＤは米国および先進国世界における死亡の主な原因となっている。現在利用できる薬剤溶出性ステント（ｄｒｕｇ−ｅｌｕｔｉｎｇ ｓｔｅｎｔ、ＤＥＳ）は、重大な健康上の懸念を引き起こす。

ベアメタルステント（Ｂａｒｅ Ｍｅｔａｌ Ｓｔｅｎｔ、ＢＭＳ）と関連した薬剤溶出性ステント（ＤＥＳ）の臨床利用は、約１８ヶ月間で、米国内におけるほぼ０％の利用から、それらが米国内における冠動脈ステント手術のほぼ８０％において用いられるまでに発展した［２（特許文献２）、３（特許文献３）］。

上述の最近の研究は、現在、ＤＥＳを埋め込まれ、高価でリスクの大きい薬物クロピドグレル−場合によっては命のリスクがある−を取るか、それとも早死のリスクを取るかの選択に直面する人々の人口が大きく増加しつつあることを示している（全世界で約６００万人［４（特許文献４）］）。

血管平滑筋細胞、血管細胞接着分子−１（Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｃｅｌｌ Ａｄｈｅｓｉｏｎ Ｍｏｌｅｃｕｌｅ−１、ＶＣＡＭ−１）およびラパマイシン：血管平滑筋細胞（Ｓｍｏｏｔｈ Ｍｕｓｃｌｅ Ｃｅｌｌ、ＳＭＣ）増殖は、血管形成術によって誘発される狭窄およびステント内再狭窄の一因である。

大人の動物における血管ＳＭＣの主たる機能は、収縮であり、ＳＭＣは、この特別の形態の収縮を可能にするＳＭα−アクチン、平滑筋ミオシン重鎖（ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｍｙｏｓｉｎ ｈｅａｖｙ ｃｈａｉｎ、ＳＭＭＨＣ）、ＳＭ２２α、カルポニン、デスミン、スムーセリン−我々がＳＭＣ分化マーカー遺伝子と呼ぶ遺伝子を含む、遺伝子の特有のレパートリーを発現する［５−８（特許文献５−８）］。遺伝子のこのレパートリーは、通例、「収縮」表現型すなわち成熟したＳＭＣを記述するために用いられる。

ＶＣＡＭ−１は、表現型変更／増殖性ＳＭＣのマーカーである。

損傷によって誘発された表現型の転形に伴うＳＭＣ遺伝子発現プロファイルの変化は、一時的なものである。すなわち、ＳＭＣは損傷した血管を修復するための自然な反応として表現型の転形を起こし、収縮表現型から合成表現型に変化するが、病変が自然に治るにつれ収縮表現型に戻る。それ故、この連続した変容ＳＭＣ遺伝子発現プロファイルは、分子標的化を用い発達中の新生内膜に投じている表現型変更ＳＭＣを標的にするために用いられることができる。ＶＣＡＭ−１（血管細胞接着分子１）は増殖性ＳＭＣ内で発現され［９（特許文献９）、１０（特許文献１０）］、急性血管損傷後のＳＭＣにおいて、およびアテローム性動脈硬化病変において一時的に上方制御される［１１（特許文献１１）］。ＶＣＡＭ−１の機能は、病変内へのＳＭＣ遊走ならびに他の細胞型の動員または誘引のために必要な細胞間相互作用、例えば、ＳＭＣ上における白血球、単球またはマクロファージ（すべて炎症細胞）上のインテグリンとのＶＣＡＭ−１相互作用を促進することである［９（特許文献９）］。ＶＣＡＭ−１は、静止性の収縮性ＳＭＣ表現型においてははるかにより低いレベルで発現されるが、増殖性ＳＭＣにおいては増加するので、それ故、ＶＣＡＭ−１は、増殖性ＳＭＣを標的にするために用いられることができる。

ラパマイシンは、ＤＥＳからの解放によるステント内再狭窄を予防するための強力なＳＭＣ抗増殖剤であり、ベンチマーク剤である。細胞周期は、５つの基本ステップ：休止（Ｇ０）すなわち収縮性のＳＭＣ表現型、ギャップ期１（Ｇ１）、合成（Ｓ）、前有糸分裂すなわちギャップ期２（Ｇ２）および有糸分裂（Ｍ）から成る。急性血管損傷に応答して、ＳＭＣはＧ０を出発してＧ１に入り、細胞増殖および分裂のプロセスを開始してＭ期に至る；これは人工の遊走性または増殖性ＳＭＣ表現型である。損傷または何らかの急性の成長刺激に応答して細胞が一旦Ｇ０を出発したならば、ＳＭＣの増殖および細胞周期への突入を防ぐための方策は、細胞周期の種々の時期を阻害することとなっている。シロリムス、またはラパマイシン、ならびにその類似体、ＡＢＴ５７８（Ａｂｂｏｔ Ｐｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌｓ）およびエベロリムスは、細胞のＧ１からＳ期への推移を抑制することによって細胞周期の初期において干渉する、抗炎症性および抗増殖性の両特性を有する免疫抑制剤である。Ｇ１期において細胞周期を抑制する薬物は、細胞増殖抑制性であると考えられ、細胞周期の後期に作用する薬物よりも毒性が低い場合がある［１２（特許文献１２）、１３（特許文献１３）］。ラパマイシンは、この群の最も徹底的に研究された薬剤であり、冠動脈再狭窄の予防のためのベンチマーク剤となっている［１４（特許文献１４）］。したがって、ラパマイシンは「細胞増殖抑制性」と考えられるので、ラパマイシンを用いて処置されたＳＭＣは、死なずに成長停止状態においてそれらの生存力を維持する。

（マイクロバブル運搬体の分子標的化）
最近の研究が、標的化超音波造影マイクロバブルの、疾患の血管内発現を検出する手段としてのフィージビリティを調査した。病理にはしばしば、影響を受けた血管の内皮細胞層内層の変質が伴う。この機能異常は微小循環において生じる場合があり、血管内皮表面上の或る分子の選択的発現または上方制御によって特定される。アテローム性動脈硬化［１５（特許文献１５）］、移植拒絶反応［１６（特許文献１６）］、炎症および虚血再灌流障害［１７（特許文献１７）］等の病態に対応する内皮機能不全の分子マーカーの多くは良く特徴付けられている。しかし、現在のところ、このような血管病変の大きさおよび位置を評価するための臨床的に認められた非侵襲的技法はない。所望の標的に対して特異的な表面結合リガンドを含有する標的化マイクロバブルの実験用製剤が、血管内に注入され、短い循環期間の後、標的部位において蓄積することが観察される。それに続く超音波イメージングが、標的病態の位置および大きさの決定を可能にする［１８（特許文献１８）］。この技法は、「標的化造影増強超音波」として知られ、高空間分解能、リアルタイムイメージング、ならびに接着マイクロバブルと受信信号との間の線形または他の測定可能な相関を達成する場合がある。

米国特許第６，６２６，８６１号明細書 米国特許出願公開第２００６／０２３５５０１号明細書 米国特許出願公開第２００７／００５５１３２号明細書 米国特許第５，８６８，７０８号明細書 米国特許出願公開第２００６／０１８９９２８号明細書 米国特許出願公開第２００８／０２４３２３３号明細書 米国特許第５，２２２，９７０号明細書 米国特許第５，７０７，３５４号明細書 米国特許出願公開第２００３／０１６３１９２号明細書 米国特許出願公開第２００２／０１６９４９６号明細書 米国特許出願公開第２００８／０１０３４４３号明細書 米国特許第６，５６５，６０１号明細書 米国特許第５，８２７，１７１号明細書 米国特許第７，０１１，６７７号明細書 米国特許第５，９４１，８７０号明細書 米国特許出願公開第２００４／０１５８３０８号明細書 米国特許出願公開第２００６／０１６１１０３号明細書 米国特許出願公開第２００３／０１９９８２０号明細書

従って、とりわけ、薬物、薬物運搬体、および送達を局所化する手段、ならびにリアルタイム画像誘導の下で局所送達を誘導する手段に対するニーズが存在する。

標的位置への薬物および／または遺伝子の送達を向上させること、ならびにこのような送達を評価し、容易にするためのイメージング能力を提供することに対するニーズが存在する。

本発明は、例えば、以下を提供する：
（項目１）
近位端部、遠位端部および管腔を有する細長状チューブ部材であって、該管腔は該細長状チューブ部材の全長の少なくとも一部を通って延在し、該遠位端部は被検体の処置部位またはその近傍に進むように寸法が決められ、適合される、細長状チューブ部材と、
該管腔と流体結合しているマイクロバブルデバイスであって、該マイクロバブルデバイスは、該デバイスの中への物質の流れを受ける少なくとも１つの投入ポート、および該マイクロバブルデバイスからマイクロバブルを射出するように構成される射出ポートを含む、マイクロバブルデバイスと、
該少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合している第２のチューブ部材と、
該第２のチューブ部材と該投入ポートとの間のシールを維持するように適合される圧力継手機構と
を含む、カテーテルシステム。
（項目２）
前記圧力継手機構は、前記第２のチューブ部材と前記投入ポートとの間の接合部の境界線の周りに接着剤の隅肉を含む、項目１に記載のシステム。
（項目３）
前記圧力継手機構は、前記ポート内に細長状嵌入凹部を含む、項目１または２に記載のシステム。
（項目４）
前記細長状嵌入凹部は、前記第２のチューブ部材を締つけるように構成される、項目３に記載のシステム。
（項目５）
前記細長状嵌入凹部は、前記第２のチューブ部材の外径よりも大きい幅を有し、該細長状嵌入凹部は、該第２のチューブ部材の該外径よりも小さい高さを有する、項目３または４に記載のシステム。
（項目６）
前記圧力継手機構は、前記射出ポートを除いて前記マイクロバブルデバイスを取り囲むマクロチャンバを含み、該マクロチャンバは、該マクロチャンバの外部の圧力よりも大きい内部圧力まで内部が加圧されるように構成される、項目１〜５のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目７）
前記マクロチャンバは、前記マイクロバブルデバイスの内部圧力とおよそ同じ圧力まで加圧される、項目６に記載のシステム。
（項目８）
前記マイクロバブルデバイスは、前記投入ポートのうちの３つを含み、前記マクロチャンバは、該マイクロバブルデバイスの該３つの投入ポートと流体結合している３つのマクロ投入ポートを含み、前記第２のチューブ部材は、該３つのマクロ投入ポートのうちの１つと流体結合しており、第３のチューブ部材は、該３つのマクロ投入ポートのうちの少なくとも１つの他のものと流体結合している、項目６または７に記載のシステム。
（項目９）
前記マイクロバブルデバイスは、前記投入ポートのうちの３つと、該投入ポートのうちの第２のものと流体結合している第３のチューブ部材と、該投入ポートのうちの第２のものと流体結合している第４のチューブ部材とを含む、項目１〜５のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目１０）
前記マイクロバブルデバイスは、前記投入ポートのうちの３つを含み、該投入ポートのうちの第２のポートおよび第３のポートと流体結合している第３のチューブ部材を含む、項目１〜５のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目１１）
前記第２のチューブ部材は、前記細長状チューブ部材の前記管腔を通って延在し、前記少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合しており、前記マイクロバブルデバイスは前記投入ポートのうちの３つを含み、該投入ポートのうちの２つは、該第２のチューブ部材の外壁と該細長状チューブ部材の内壁との間に画定される空間と流体結合している、項目１に記載のシステム。
（項目１２）
前記第２のチューブ部材は、前記マイクロバブルデバイスにガスを送達するように構成され、該第２のチューブ部材の前記外壁と前記細長状チューブ部材の前記内壁との間に画定される前記空間と流体結合している前記投入ポートのうちの前記２つは、バブルの外殻を形成するための液体を受けるように構成される、項目１１に記載のシステム。
（項目１３）
前記第２のチューブ部材は、前記細長状チューブ部材を通って延在し、前記少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合し、前記マイクロバブルデバイスは、該投入ポートのうちの３つを含み、第３のチューブ部材が、該細長状チューブ部材を通って延在し、該投入ポートのうちの第２のものと流体結合し、該投入ポートのうちの第３のものが、該第２および第３のチューブ部材の外壁と該細長状チューブ部材の内壁との間に画定される空間と流体結合している、項目１に記載のシステム。
（項目１４）
前記第２および第３のチューブ部材は、バブルの外殻を形成するために前記２つの投入ポートに液体を送達するように構成され、前記第３の投入ポートはガスを受けるように構成される、項目１３に記載のシステム。
（項目１５）
前記第２のチューブ部材は、前記細長状チューブ部材の前記管腔を通って延在し、前記少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合し、前記マイクロバブルデバイスは、該投入ポートのうちの３つを含み、第３および第４のチューブ部材が、該細長状チューブ部材を通って延在し、該３つの投入ポートのうちの第２および第３のポートと流体結合している、項目１に記載のシステム。
（項目１６）
前記第２のチューブ部材は、前記１つの投入ポートにガスを送達するように構成され、前記第３および第４のチューブ部材は、バブルの外殻を形成するために前記第２および第３のポートに液体を送達するように構成される、項目１５に記載のシステム。
（項目１７）
前記マイクロバブルデバイスは、前記細長状チューブ部材の前記遠位端部内に固定され、前記射出ポートは、該細長状チューブ部材の遠位端を直接通って、または該細長状チューブ部材の該遠位端部の壁を通って開口する、項目１〜１６のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目１８）
前記射出ポートは、前記細長状チューブ部材の中心長手軸またはその近傍において該細長状チューブ部材の前記遠位端から外に射出する、項目１７に記載のシステム。
（項目１９）
前記マイクロバブルデバイスは、マイクロフルイディクスデバイスを含む、項目１〜１８のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目２０）
ポンプと、前記細長状チューブ部材からマイクロバブルを射出するように該ポンプを制御する電気信号を出力するように構成される制御回路網とをさらに含む、項目１〜１９のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目２１）
前記制御回路網は、ＥＣＧ波形を特徴付ける入力信号を受信し、前記マイクロバブルデバイスによって発生されたマイクロバブルの、前記細長状チューブ部材からの射出を制御するために前記ポンプを駆動する信号を該ポンプに出力し、それにより、該細長状チューブ部材からのマイクロバブル射出を、該ＥＣＧ波形によって特徴付けられる心周期にペース調整するように構成される、項目２０に記載のシステム。
（項目２２）
前記制御回路網は、前記ポンプをトリガするために用いられる前記ＥＣＧ波形の検出波の間の遅延時間を含むように構成され、前記遅延時間は、送達のための標的の位置の、ＥＣＧ波形が検出される前記心臓からの距離の関数である、項目２１に記載のシステム。
（項目２３）
ポンプをさらに含み、該ポンプは、前記マイクロバブルデバイスによって発生されるマイクロバブルの、前記細長状チューブ部材からの射出を駆動することにより、マイクロバブルを連続的に射出するように構成される、項目１〜１９のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目２４）
前記細長状チューブ部材の前記遠位端部内にトランスデューサをさらに含み、該トランスデューサは、電気エネルギーを超音波エネルギーに変換し、および超音波エネルギーを電気エネルギーに変換するように構成される、項目１〜２３のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目２５）
前記トランスデューサは、前記細長状チューブ部材の外部の物体をイメージングするイメージングモードにおいて動作可能であり、超音波エネルギーを用いてマイクロバブルを破裂させる破裂モードにおいても動作可能である、項目２４に記載のシステム。
（項目２６）
前記射出ポートは、環内に円周方向に配列され、前記細長状チューブ部材を囲むパターンにマイクロバブルを方向付けるように適合される複数の射出ポートを含む、項目１に記載のシステム。
（項目２７）
前記射出ポートは、オフセットされた複数の環のセットの、円周方向に配列される複数の射出ポートを含む、項目１に記載のシステム。
（項目２８）
前記細長状チューブ部材の少なくとも一部を平行移動させることおよび回転させることのうちの少なくとも１つを遂行するように構成されるモーションステージをさらに含む、項目１〜２７のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目２９）
前記トランスデューサは、前記イメージングモードで動作するように構成されるイメージング用トランスデューサ、および前記破裂モードで動作するように構成される破裂用トランスデューサを含む、項目２４に記載のシステム。
（項目３０）
前記イメージング用トランスデューサと前記破裂用トランスデューサとは、一方を他方の上に配置することによって一致した状態にさせられる、項目２９に記載のシステム。
（項目３１）
前記イメージング用トランスデューサと前記破裂用トランスデューサとは、互いからオフセットされた状態に配列される、項目２９に記載のシステム。
（項目３２）
前記細長状チューブ部材は、追加の管腔、および該追加の管腔内のイメージング用カテーテル位置をさらに含む、項目１〜３１のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目３３）
前記イメージング用カテーテルは、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージング用カテーテルを含む、項目３２に記載のシステム。
（項目３４）
前記細長状チューブ部材と並んで固定されるイメージング用カテーテルをさらに含む、項目１〜３１のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目３５）
前記イメージング用カテーテルは、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージング用カテーテルを含む、項目３４に記載のシステム。
（項目３６）
前記遠位端部の表面に曝される複数の電線であって、それらの間にＡＣまたはＤＣ電気エネルギーを印加するように構成される電線をさらに含む、項目１〜３５のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目３７）
前記電線は、前記細長状チューブ部材の長手軸の方向に沿って配列される、項目３６に記載のシステム。
（項目３８）
前記電線は、該電線の対の間に電場を提供するように交互に接続され得る、項目３６または３７に記載のシステム。
（項目３９）
前記細長状チューブ部材の前記遠位端部と熱的に結合している加熱要素をさらに含む、項目１〜３８のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目４０）
長寿命の不足を補うように設計されるマイクロバブルであって、該マイクロバブルは、
脂質外殻
を含み、該外殻は、空気、窒素および酸素から成る群から選択されるガスを充填される、マイクロバブル。
（項目４１）
約１０μｍ乃至約２０μｍの範囲内の外径を有する、項目４０に記載のマイクロバブル。
（項目４２）
デカフルオロブタンガスを含有するコアを取り囲む陽イオン性脂質外殻と、
帯電によって該陽イオン性外殻に結合されるプラスミドと、
該プラスミドの少なくとも一部を分離するスペーサと
を含む、マイクロバブル。
（項目４３）
前記プラスミドは、ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺプラスミドを含む、項目４２に記載のマイクロバブル。
（項目４４）
前記スペーサは、ポリエチレングリコールを含む、項目４２または４３に記載のマイクロバブル。
（項目４５）
前記マイクロバブルに対する前記プラスミドの割合は、５×１０ ^６ マイクロバブル当たり約１μｇプラスミドである、項目４２〜４４のうちいずれか一項に記載の複数の前記マイクロバブル。
（項目４６）
インビトロで細胞における遺伝子発現を減少させる、接合マイクロバブルの超音波媒介超音波照射システムであって、該システムは、
該細胞の配置のために構成される光学的に透明で音響的に透過的なセルと、
該接合マイクロバブルと、
モーションコントローラリニアステージ上に搭載される超音波トランスデューサと、
波形、パルス繰返し周波数および波の振幅を規定する信号を該トランスデューサに入力し、パルス長およびピーク圧力を変化させるように構成されるコントローラと
を含む、システム。
（項目４７）
前記マイクロバブルは、ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺプラスミドと結合される、項目４６に記載のシステム。
（項目４８）
前記マイクロバブルは、ＲＮＡｉと結合される、項目４６に記載のシステム。
（項目４９）
前記細胞は、ＲＯＳＡ２６マウス大動脈から培養される内皮および平滑細胞系を含む、項目４６〜４８のうちいずれか一項に記載のシステム。
（項目５０）
前記マイクロバブルは、ｐ−ｍｉＲ−ｅＧＦＰと結合される、項目４６に記載のシステム。
（項目５１）
組織内の遺伝子トランスフェクションを遂行する方法であって、該方法は、
トランスフェクトされるべき該組織の位置またはその近傍にデバイスの射出ポートを位置付けることと、
該射出ポートから、トランスフェクトされるべき該組織内またはその近位までマイクロバブルを輸注することであって、該マイクロバブルは、プラスミドＤＮＡを含む、ことと、
該デバイスから該マイクロバブルに超音波エネルギーを、該マイクロバブルを崩壊させることに十分な周波数およびパワーで送出することと
を含む、方法。
（項目５２）
前記プラスミドＤＮＡは、前記マイクロバブルと結合される、項目５１に記載の方法。
（項目５３）
インビトロにおいて遂行される、項目５１または５２に記載の方法。
（項目５４）
インビボにおいて遂行される、項目５１または５２に記載の方法。
（項目５５）
前記プラスミドＤＮＡは、ｐ２１、ｐ５３、およびＫＬＦ４から成る群から選択される、項目５１〜５４のうちいずれか一項に記載の方法。
（項目５６）
前記位置付けることは、前記デバイスを被検体の中に侵襲的に進めることを含む、項目５１〜５２および５４〜５５のうちいずれか一項に記載の方法。
（項目５７）
前記進めることは、血管内を通して前記デバイスを進めることを含む、項目５６に記載の方法。
（項目５８）
前記位置付けることを遂行することに先だって、処置されるべき前記組織の前記位置における血管に血管形成術を遂行することをさらに含む、項目５７に記載の方法。
（項目５９）
前記位置付けることを遂行する最中またはその後に前記デバイスの配置をイメージングすることによって、該位置付けることの正確性を確認することをさらに含む、項目５１〜５８のうちいずれか一項に記載の方法。
（項目６０）
前記イメージングすることは、血管造影法を遂行することを含む、項目５９に記載の方法。
（項目６１）
前記イメージングすることは、超音波イメージングを含む、項目５９に記載の方法。
（項目６２）
前記マイクロバブルは、トランスフェクトされるべき前記組織の上流の位置に輸注される、項目５１〜６１のうちいずれか一項に記載の方法。
（項目６３）
トランスフェクトされるべき前記組織は、動脈の一部である、項目５１〜６２のうちいずれか一項に記載の方法。
（項目６４）
前記動脈は、冠動脈である、項目６３に記載の方法。
（項目６５）
被検体の組織の処置部位に治療を施す方法であって、該方法は、
該処置部位の上にマイクロバブルを流すことであって、該マイクロバブルは、少なくとも１つの分子マーカーに基づいて、処置されるべき組織に選択的に接着する分子標的化薬物充填マイクロバブルを含む、ことと、
該処置されるべき組織に接着した該マイクロバブルを破裂させることと
を含む、方法。
（項目６６）
前記流すことは、カテーテルの少なくとも１つのポートから前記マイクロバブルを投与することを含む、項目６５に記載の方法。
（項目６７）
前記流すことを遂行しつつ、前記マイクロバブルが投与される位置においてデバイスの一部を平行移動させることおよび回転させることのうちの少なくとも１つを遂行することをさらに含む、項目６５に記載の方法。
（項目６８）
前記分子標的化薬物充填マイクロバブルは、ＶＣＡＭ−１、アルファＶベータＩＩＩおよびＰ−セレクチンから成る群から選択される分子に標的化される、項目６５に記載の方法。
（項目６９）
前記分子標的化薬物充填マイクロバブルは、ペプチドベースの標的化を用いる、項目６５に記載の方法。
（項目７０）
前記分子標的化薬物充填マイクロバブルは、抗体ベースの標的化を用いる、項目６５に記載の方法。
（項目７１）
前記マイクロバブルを前記破裂させることは、該マイクロバブルに音響放射力を印加することを含む、項目６５に記載の方法。
（項目７２）
前記処置部位は、被検体の内部にあり、前記方法は、
カテーテルを被検体の中に侵襲的に進めること
をさらに含み、前記流すことは、該カテーテルから前記マイクロバブルを投与することを含む、項目６５に記載の方法。
（項目７３）
前記進めることは、血管内を通して前記デバイスを進めることを含む、項目７２に記載の方法。
（項目７４）
前記マイクロバブルを前記破裂させることは、該マイクロバブルに音響放射力を印加することを含み、該力は、前記カテーテル内に配置されるトランスデューサから印加される、項目７２に記載の方法。
（項目７５）
前記カテーテルを通して遂行されるイメージングを介して前記処置部位を見ることをさらに含む、項目７４に記載の方法。
（項目７６）
前記イメージングは、超音波で遂行される、項目７５に記載の方法。
（項目７７）
前記マイクロバブルが、所定の時間の間、前記処置部位上に蓄積することを可能にし、その後、該処置部位において処置されるべき前記組織の大きさを調べるために、前記見ることを遂行することをさらに含む、項目７５に記載の方法。
（項目７８）
処置されるべき被検体の組織の処置部位を評価する方法であって、該方法は、
カテーテルを、該カテーテルの遠位端部が該処置部位またはその近傍に位置付けられるように、被検体の中に侵襲的に進めることと、
マイクロバブルが該処置部位の上を流れる態様で、該カテーテルから該マイクロバブルを投与することであって、該マイクロバブルは、少なくとも１つの分子マーカーに基づいて、処置されるべき組織に選択的に接着する分子標的化薬物充填マイクロバブルを含む、ことと、
該投与することの開始から始まる所定の時間の間、該マイクロバブルが該処置部位上に蓄積することを可能にすることと、
該所定の時間の経過後、該処置部位のエリアのサイズを調べるために該処置部位を見ることと
を含む、方法。
（項目７９）
前記見ることは、前記カテーテル内に配置される超音波トランスデューサを用いて、超音波で遂行される、項目７８に記載の方法。
（項目８０）
前記マイクロバブルは、前記処置部位への薬物送達を引き起こすために、音響放射力によって崩壊させるように構成される、項目７８に記載の方法。
（項目８１）
前記マイクロバブルを用いて前記処置部位の適用範囲を達成するために、前記カテーテルの少なくとも一部は、前記投与することの間、軸方向および回転方向に掃引される、項目７５に記載の方法。
（項目８２）
前記マイクロバブルに音響放射力を印加することによって該マイクロバブルを破裂させることであって、該力は、前記カテーテル内に配置されるトランスデューサから印加される、ことと、
前記処置部位を覆うマイクロバブルがすべて破裂したことを検証するために、該カテーテルによる超音波イメージングを介して該処置部位を再度見ることと
をさらに含む、項目７５に記載の方法。
（項目８３）
見ることによって、マイクロバブルがまだすべては破裂していないと決定されると、前記破裂させるステップおよび再度見るステップを繰り返すことをさらに含む、項目８２に記載の方法。
（項目８４）
被検体の処置部位に治療を施す方法であって、該方法は、
該処置部位またはその近傍まで超音波カテーテルの遠位端部を進めることと、
該カテーテルからマイクロバブルを、ペース調整規約に従って、該マイクロバブルが該処置部位の上を流れる態様で投与することであって、該ペース調整規約に従って該投与することは、該被検体の心周期に対してタイミングを合わせる態様で該バブルを投与する、ことと、
該処置部位に薬物または遺伝子治療を投与するために該マイクロバブルを破裂させることと
を含む、方法。
（項目８５）
前記破裂させることは、前記マイクロバブルに音響放射力を印加することによって遂行され、該力は、前記カテーテル内に配置されたトランスデューサから印加される、項目８４に記載の方法。
（項目８６）
前記カテーテル内に配置されるトランスデューサから前記処置部位に超音波エネルギーを印加することによって提供される超音波イメージングを介して、該処置部位を見ることをさらに含む、項目８４に記載の方法。
（項目８７）
前記処置部位は、血管、臓器、実質組織、間質組織または管路の少なくとも一部である、項目８４に記載の方法。
（項目８８）
前記処置部位は、血管の少なくとも一部である、項目８７に記載の方法。
（項目８９）
前記被検体の心周期のＥＣＧ波形を検知することであって、前記ペース調整は、検知された該ＥＣＧ波形に従うものである、ことをさらに含む、項目８４に記載の方法。
（項目９０）
前記被検体の前記心臓からの前記処置部位の距離に基づいて、投与することの開始に先だって、前記ＥＣＧ波形に関する遅延期間を追加することをさらに含む、項目８９に記載の方法。
（項目９１）
前記マイクロバブルは、前記カテーテルを通って延在する管腔を通して送達される、項目８４に記載の方法。
（項目９２）
前記マイクロバブルは、前記カテーテルの前記遠位端部において形成され、そこから投与される、項目８４に記載の方法。
本発明の一態様は、近位端部、遠位端部および管腔を有する細長状チューブ部材であって、管腔は細長状チューブ部材の全長の少なくとも一部を通って延在し、遠位端部は被検体の処置部位またはその近傍に進むように寸法が決められ、適合される、細長状チューブ部材と、管腔と流体結合するマイクロバブルデバイスであって、マイクロバブルデバイスは、デバイス内への物質の流れを受けるための少なくとも１つの投入ポート、およびマイクロバブルデバイスからマイクロバブルを射出するように構成される射出ポートを含む、マイクロバブルデバイスと、少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合する第２のチューブ部材と、第２のチューブ部材と投入ポートとの間のシールを維持するように適合される圧力継手機構とを含む、カテーテルシステムを含む。

少なくとも１つの実施形態では、圧力継手機構は、第２のチューブ部材と投入ポートとの間の接合部の境界線の周りに接着剤の隅肉を含む。

少なくとも１つの実施形態では、圧力継手機構は、ポート内に細長状嵌入凹部を含む。

少なくとも１つの実施形態では、細長状嵌入凹部は、第２のチューブ部材を締付けるように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、細長状嵌入凹部は、第２のチューブ部材の外径よりも大きい幅を有し、細長状嵌入凹部は、第２のチューブ部材の外径より小さい高さを有する。

少なくとも１つの実施形態では、圧力継手機構は、射出ポートを除き、マイクロバブルデバイスを取り囲むマクロチャンバを含み、マクロチャンバは、マクロチャンバの外部の圧力よりも大きい内部圧力まで内部が加圧されるように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、マクロチャンバは、マイクロバブルデバイスの内部圧力とおよそ同じ圧力まで加圧される。

少なくとも１つの実施形態では、およそ同じ圧力とは、マイクロバブルデバイスの内部圧力の５ポンド毎平方インチ以内の圧力、好ましくは２ポンド毎平方インチ以内の圧力を指す。

少なくとも１つの実施形態では、マクロチャンバの内部圧力は、約５乃至約２０ポンド毎平方インチのレンジ内の圧力である。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルデバイスは、投入ポートのうちの３つを含み、マクロチャンバは、マイクロバブルデバイスの３つの投入ポートと流体結合する３つのマクロ投入ポートを含み、第２のチューブ部材は、３つのマクロ投入ポートのうちの１つと流体結合し、第３のチューブ部材が、３つのマクロ投入ポートのうちの他の少なくとも１つと流体結合する。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルデバイスは、投入ポートのうちの３つを含み、投入ポートのうちの第２のものと流体結合する第３のチューブ部材と、投入ポートのうちの第２のものと流体結合する第４のチューブ部材とを含む。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルデバイスは、投入ポートのうちの３つを含み、投入ポートのうちの第２のものおよび第３のものと流体結合する第３のチューブ部材を含む。

少なくとも１つの実施形態では、第２のチューブ部材は、細長状チューブ部材の管腔を通って延在し、少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合し、マイクロバブルデバイスは、投入ポートのうちの３つを含み、投入ポートのうちの２つは、第２のチューブ部材の外壁と細長状チューブ部材の内壁との間に画定される空間と流体結合する。

少なくとも１つの実施形態では、第２のチューブ部材は、マイクロバブルデバイスにガスを送達するように構成され、第２のチューブ部材の外壁と細長状チューブ部材の内壁との間に画定される空間と流体結合する投入ポートのうちの２つは、バブルの外殻を形成するための液体を受けるように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、第２のチューブ部材は、細長状チューブ部材を通って延在し、少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合し、マイクロバブルデバイスは、投入ポートのうちの３つを含み、第３のチューブ部材が、細長状チューブ部材を通って延在し、投入ポートのうちの第２のものと流体結合し、投入ポートのうちの第３のものが、第２および第３のチューブ部材の外壁と細長状チューブ部材の内壁との間に画定される空間と流体結合する。

少なくとも１つの実施形態では、第２および第３のチューブ部材は、バブルの外殻を形成するために２つの投入ポートに液体を送達するように構成され、第３の投入ポートはガスを受けるように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、第２のチューブ部材は、細長状チューブ部材の管腔を通って延在し、少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合し、マイクロバブルデバイスは、投入ポートのうちの３つを含み、第３および第４のチューブ部材が細長状チューブ部材を通って延在し、３つの投入ポートのうちの第２および第３のポートと流体結合する。

少なくとも１つの実施形態では、第２のチューブ部材は、１つの投入ポートにガスを送達するように構成され、第３および第４のチューブ部材は、バブルの外殻を形成するために第２および第３のポートに液体を送達するように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルデバイスは、細長状チューブ部材の遠位端部内に固定され、射出ポートは、細長状チューブ部材の遠位端または細長状チューブ部材の遠位端部の壁を真っ直ぐに通って開口する。

少なくとも１つの実施形態では、射出ポートは、細長状チューブ部材の中心長手軸またはその近傍において細長状チューブ部材の遠位端から射出する。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルデバイスは、マイクロフルイディクスデバイスを含む。

少なくとも１つの実施形態では、システムは、ポンプと、細長状チューブ部材からマイクロバブルを射出するようにポンプを制御する電気信号を出力するように構成される制御回路網とを含む。

少なくとも１つの実施形態では、制御回路網は、ＥＣＧ波形を特徴付ける入力信号を受信し、マイクロバブルデバイスによって発生させられたマイクロバブルの、細長状チューブ部材からの射出を制御するべくポンプを駆動する信号をポンプに出力し、それにより、細長状チューブ部材からのマイクロバブル射出のペースを、ＥＣＧ波形によって特徴付けられる心周期に合わせて調整するように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、制御回路網は、ポンプをトリガするために用いられるＥＣＧ波形の検出波の間の遅延時間を含むように構成され、遅延時間は、送達のための標的の位置の、ＥＣＧ波形が検出される心臓からの距離の関数である。

少なくとも１つの実施形態では、ポンプは、マイクロバブルデバイスによって発生させられるマイクロバブルの、細長状チューブ部材からの射出を駆動し、マイクロバブルを連続的に射出するように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、細長状チューブ部材の遠位端部内にトランスデューサが存在し、トランスデューサは、電気エネルギーを超音波エネルギーに変換し、超音波エネルギーを電気エネルギーに変換するように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、トランスデューサは、細長状チューブ部材の外部の物体をイメージングするイメージングモードにおいて動作可能であり、超音波エネルギーを用いてマイクロバブルを破裂させる破裂モードにおいても動作可能である。

少なくとも１つの実施形態では、細長状チューブ部材の射出ポートは、環に円周方向に配列され、細長状チューブ部材を囲むパターンでマイクロバブルを方向付けるように適合される複数の射出ポートを含む。

少なくとも１つの実施形態では、射出ポートは、オフセットされた環のセットに円周方向に配列される複数の射出ポートを含む。

少なくとも１つの実施形態では、モーションステージが、細長状チューブ部材の少なくとも一部を平行移動させることおよび回転させることのうちの少なくとも１つを遂行するように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、トランスデューサは、イメージングモードにおいて動作するように構成されるイメージング用トランスデューサ、および破裂モードにおいて動作するように構成される破裂用トランスデューサを含む。

少なくとも１つの実施形態では、イメージング用トランスデューサおよび破裂用トランスデューサは、一方を他方の上に配置することによって一致した状態にさせられる。

少なくとも１つの実施形態では、イメージング用トランスデューサおよび破裂用トランスデューサは、互いからオフセットされて配列される。

少なくとも１つの実施形態では、細長状チューブ部材は、追加の管腔、および追加の管腔内のイメージング用カテーテル位置をさらに含む。

少なくとも１つの実施形態では、イメージング用カテーテルは、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージング用カテーテルを含む。

少なくとも１つの実施形態では、イメージング用カテーテルは、細長状チューブ部材と並んで固定される。

少なくとも１つの実施形態では、イメージング用カテーテルは、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージング用カテーテルを含む。

少なくとも１つの実施形態では、複数の電線が、遠位端部の表面に曝され、それらの間にＡＣまたはＤＣ電気エネルギーを印加するように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、電線は、細長状チューブ部材の長手軸の方向に沿って配列される。

少なくとも１つの実施形態では、電線は、電線の対の間に電場を提供するように交互に接続され得る。

少なくとも１つの実施形態では、細長状チューブ部材の遠位端部と熱的に結合している加熱要素が提供される。

本発明の別の態様では、マイクロバブルが、長寿命の不足を補うために設計され、空気、窒素および酸素から成る群から選択されるガスを充填される脂質外殻を含む。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルは、約１０μｍ乃至約２０μｍのレンジ内の外径を有する。

本発明の別の態様では、マイクロバブルは、デカフルオロブタンガスを含有するコアを取り囲む陽イオン性脂質外殻と、帯電によって陽イオン性外殻に結合されるプラスミドと、プラスミドの少なくとも一部を隔てるスペーサとを含む。

少なくとも１つの実施形態では、プラスミドは、ｐ−ｍｉＲ−ｌａｘＺプラスミドを含む。

少なくとも１つの実施形態では、スペーサは、ポリエチレングリコールを含む。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルに対するプラスミドの割合は、５×１０^６マイクロバブル当たり約１μｇプラスミドである。

本発明の別の態様では、インビトロにおいて細胞における遺伝子発現を減少させるための、接合マイクロバブルの超音波媒介超音波照射システムであって、該システムは、細胞の配置のために構成される光学的に透明で音響的に透過的なセルと、接合マイクロバブルと、モーションコントローラリニアステージ上に搭載される超音波トランスデューサと、波形、パルス繰返しの周波数および波の振幅を定義する信号をトランスデューサに入力し、パルス長およびピーク圧力を変化させるように構成されるコントローラとを含む、システムが提供される。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルは、ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺプラスミドと結合される。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルは、ＲＮＡｉと結合される。

少なくとも１つの実施形態では、細胞は、ＲＯＳＡ２６マウス大動脈から培養される内皮および平滑細胞系を含む。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルは、ｐ−ｍｉＲ−ｅＧＦＰと結合される。

本発明の別の態様では、組織内の遺伝子トランスフェクションを遂行する方法であって、該方法は、トランスフェクトされる組織の位置またはその近傍にデバイスの射出ポートを位置付けることと、射出ポートからトランスフェクトされるべき組織内またはその近位にマイクロバブルを輸注することであって、マイクロバブルはプラスミドＤＮＡを含む、ことと、デバイスからマイクロバブルに超音波エネルギーを、マイクロバブルを崩壊させることに十分な周波数およびパワーで送出することとを含む、方法が提供される。

少なくとも１つの実施形態では、プラスミドＤＮＡは、マイクロバブルと結合される。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、インビトロにおいて遂行される。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、インビボにおいて遂行される。

少なくとも１つの実施形態では、プラスミドＤＮＡは、ｐ２１、ｐ５３、およびＫＬＦ４から成る群から選択される。

少なくとも１つの実施形態では、位置付けることは、デバイスを被検体内に侵襲的に進めることを含む。

少なくとも１つの実施形態では、進めることは、血管内を通してデバイスを進めることを含む。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、位置付けることを遂行することに先だって、処置されるべき組織の位置における血管に対して血管形成術を遂行することをさらに含む。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、位置付けることを遂行する最中またはその後にデバイスの配置をイメージングすることによって、位置付けることの正確性を確認することをさらに含む。

少なくとも１つの実施形態では、イメージングすることは、血管造影法を遂行することを含む。

少なくとも１つの実施形態では、イメージングは、超音波イメージングを含む。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルは、トランスフェクトされるべき組織の上流の位置に輸注される。

少なくとも１つの実施形態では、トランスフェクトされるべき組織は、動脈の一部である。

少なくとも１つの実施形態では、動脈は、冠動脈である。

本発明の別の態様では、被検体の組織の処置部位に治療を施す方法であって、該方法は、処置部位の上にマイクロバブルを流すことであって、マイクロバブルは、少なくとも１つの分子マーカーに基づいて、処置されるべき組織に選択的に接着する分子標的化薬物充填マイクロバブルを含む、ことと、処置されるべき組織に接着したマイクロバブルを破裂させることとを含む、方法が提供される。

少なくとも１つの実施形態では、流すことは、カテーテルの少なくとも１つのポートからマイクロバブルを投与することを含む。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、流すことを遂行しつつ、マイクロバブルが投与される位置においてデバイスの一部を平行移動させることおよび回転させることのうちの少なくとも１つを遂行することを含む。

少なくとも１つの実施形態では、分子標的化薬物充填マイクロバブルは、ＶＣＡＭ−１、アルファＶベータＩＩＩおよびＰ−セレクチンから成る群から選択される分子に標的化される。

少なくとも１つの実施形態では、分子標的化薬物充填マイクロバブルは、ペプチドベースの標的化を用いる。

少なくとも１つの実施形態では、分子標的化薬物充填マイクロバブルは、抗体ベースの標的化を用いる。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルの破裂は、マイクロバブルに音響放射力を印加することを含む。

少なくとも１つの実施形態では、処置部位は被検体の内部にあり、方法は、カテーテルを被検体内に侵襲的に進めることをさらに含み、流すことは、カテーテルからマイクロバブルを投与することを含む。

少なくとも１つの実施形態では、進めることは、血管内を通してデバイスを進めることを含む。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルの破裂は、マイクロバブルに音響放射力を印加することを含み、該力は、カテーテル内に配置されるトランスデューサから印加される。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、カテーテルを通して遂行されるイメージングを介して処置部位を見ることをさらに含む。

少なくとも１つの実施形態では、イメージングは超音波で遂行される。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、マイクロバブルが所定の時間の間、処置部位上に蓄積することを可能にし、その後、処置部位において処置されるべき組織の大きさを調べるために見ることを遂行することをさらに含む。

本発明の別の態様では、処置されるべき被検体の組織の処置部位を評価する方法であって、該方法は、カテーテルを、カテーテルの遠位端部が処置部位またはその近傍に位置付けられるように被検体内に侵襲的に進めることと、マイクロバブルが処置部位の上を流れる態様でカテーテルからマイクロバブルを投与することであって、マイクロバブルは、少なくとも１つの分子マーカーに基づいて、処置されるべき組織に選択的に接着する分子標的化薬物充填マイクロバブルを含む、ことと、投与することの開始から始まる所定の時間の間、マイクロバブルが処置部位上に蓄積することを可能にすることと、所定の時間の経過後に、処置部位のエリアのサイズを調べるために処置部位を見ることとを含む、方法が提供される。

少なくとも１つの実施形態では、見ることは、カテーテル内に配置される超音波トランスデューサを用いて超音波で遂行される。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルは、処置部位への薬物送達を引き起こすために、音響放射力によって崩壊されるように構成される。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルを用いた処置部位の適用範囲を達成するために、カテーテルの少なくとも一部は、投与することの間、軸方向および回転方向に掃引される。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、マイクロバブルに音響放射力を印加することによってマイクロバブルを破裂させることであって、該力は、カテーテル内に配置されるトランスデューサから印加される、ことと、処置部位を覆うマイクロバブルがすべて破裂したことを検証するために、カテーテルによる超音波イメージングを介して処置部位を再度見ることとをさらに含む。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、見ることによって、マイクロバブルがまだすべては破裂していないと決定されると、破裂させるステップおよび再度見るステップを繰り返すことをさらに含む。

本発明の別の態様では、被検体の処置部位に治療を施す方法であって、該方法は、処置部位またはその近傍に超音波カテーテルの遠位端部を進めることと、カテーテルからマイクロバブルを、ペース調整規約に従って、マイクロバブルが処置部位の上を流れる態様で投与することであって、ペース調整規約に従って投与することは、被検体の心周期に対してタイミングを合わせた態様でバブルを投与する、ことと、処置部位に薬物または遺伝子治療を投与するためにマイクロバブルを破裂させることとを含む、方法が提供される。

少なくとも１つの実施形態では、破裂させることは、マイクロバブルに音響放射力を印加することによって遂行され、該力は、カテーテル内に配置されたトランスデューサから印加される。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、カテーテル内に配置されるトランスデューサから処置部位に超音波エネルギーを印加することによって提供される超音波イメージングを介して処置部位を見ることをさらに含む。

少なくとも１つの実施形態では、処置部位は、血管、臓器、実質組織、間質組織または管路の少なくとも一部である。

少なくとも１つの実施形態では、処置部位は、血管の少なくとも一部である。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、被検体の心周期のＥＣＧ波形を検知することであって、ペース調整は、検知されたＥＣＧ波形に従うものである、ことをさらに含む。

少なくとも１つの実施形態では、方法は、被検体の心臓からの処置部位の距離に基づいて、投与することの開始に先だって、ＥＣＧ波形に対する遅延期間を追加することをさらに含む。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルは、カテーテルを通って延在する管腔を通して送達される。

少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルは、カテーテルの遠位端部において形成され、そこから投与される。

本発明のこれらならびに他の特徴は、以下により完全に記載されている通りのシステム、デバイスおよび方法の詳細を読めば当業者には明らかになる。

添付の図面は、本明細書に組み込まれ、その一部を形成するものであり、本発明のいくつかの態様および実施形態を示し、本願明細書における記載と併せて、本発明の原理を説明する役割を果たす。図面は、本発明の選択実施形態を図解する目的でのみ提供されており、本発明を限定するものと解釈されてはならない。

図１は、被検体の１つ以上の位置にある処置部位に治療（および／または診断）を施す本発明の超音波カテーテルシステム１０２の実施形態（または部分的な実施形態）の概略図を示す。 図２（Ａ）−（Ｃ）は、被検体の１つ以上の位置にある処置部位に治療（および／または診断）を施す本発明の超音波カテーテルシステムの実施形態（または部分的な実施形態）を概略的に示す。 図２（Ａ）−（Ｃ）は、被検体の１つ以上の位置にある処置部位に治療（および／または診断）を施す本発明の超音波カテーテルシステムの実施形態（または部分的な実施形態）を概略的に示す。 図２（Ａ）−（Ｃ）は、被検体の１つ以上の位置にある処置部位に治療（および／または診断）を施す本発明の超音波カテーテルシステムの実施形態（または部分的な実施形態）を概略的に示す。 図３（Ａ）−（Ｃ）は、Ｆｏｒｓｂｅｒｇのアレイを概略的に示す。 図４は、本発明の超音波カテーテルシステムの一実施形態（または部分的な実施形態）を概略的に示す。 図５は、落射蛍光顕微鏡検査法による観察（図５Ａ、Ｂ、Ｃ）および接着マイクロバブルの超音波後方散乱イメージング（図５Ｄ、Ｅ、Ｆ）を示す。緩衝液のみを輸注された微小毛細血管は、マイクロバブル接着を示さず（Ａ）、超音波信号を示さない（破線のボックスは微小毛細血管位置を示す）（Ｄ）。流れのみの微小毛細血管内に接着マイクロバブルはほとんど見えず（Ｂ）、対応するエコーは、特定可能ではあるが弱い。１２２ｋＰａで放射力に曝露された微小毛細血管内には多数の接着マイクロバブルが存在し（Ｃ）、対応するエコーは強い。スケールバーは５μｍを表す。 図６は、二重標的化：ポリマーシアリルルイスＸ（ｐｏｌｙｍｅｒｉｃ ｓｉａｌｙｌ ＬｅｗｉｓＸ、ｐｓＬｅｘ）および抗マウスＶＣＡＭ−１によるマイクロバブルを用いたマウス総頸動脈の１０ＭＨｚ（例えばＳｅｑｕｏｉａ ＣＰＳ）画像を示している。Ｃｈｏらの「Ｄｕａｌ−Ｔａｒｇｅｔｅｄ Ｃｏｎｔｒａｓｔ」、ＡＨＡ Ａｂｓｔｒａｃｔ、２００６。Ｗｅｌｌｅｒ ＧＥ、Ｖｉｌｌａｎｕｅｖａ ＦＳ、Ｔｏｍ ＥＭ、Ｗａｇｎｅｒ ＷＲ。Ｔａｒｇｅｔｅｄ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｃｏｎｔｒａｓｔ ａｇｅｎｔｓ：ｉｎ ｖｉｔｒｏ ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ ｏｆ ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ ｄｙｓｆｕｎｃｔｉｏｎ ａｎｄ ｍｕｌｔｉ−ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ｔｏ Ｉｎｔｅｒ−Ｃｅｌｌｕｌａｒ Ａｄｈｅｓｉｏｎ Ｍｏｌｅｃｕｌｅ １ （ＩＣＡＭ−１） ａｎｄ ｓｉａｌｙｌ Ｌｅｗｉｓｘ。Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ Ｂｉｏｅｎｇ．２００５ Ｄｅｃ ２０；９２（６）：７８０−８。これらの文献を参照されたい。同文献の内容は、本願明細書において参照することにより援用されている。 図７（Ａ）は、Ｂモード超音波画像のラット頸動脈（カナダ、トロントのＶｉｓｕａｌＳｏｎｉｃｓから入手可能なＶｉｓｕａｌＳｏｎｉｃｓ Ｖｅｖｏ７７０上で４０ＭＨｚトランスデューサを用いたもの）を示す。黄色の矢印は、血管を示す。図７（Ｂ）は、ラット頸動脈のＢモード（１２ＭＨｚ）を示す。図７（Ｃ）は、バブル感受的／特異的イメージングモードを用いた１０ＭＨｚ超音波イメージングを示す。白い透写図は、頸動脈壁を示す。白いスケールバー＝１０ｍｍである。 図８は、二重層（多重周波数）トランスデューサのプロトタイプパルスエコー応答を示す。図８（Ａ）は、低周波層のパルスエコー応答を示す。図８（Ｂ）は、実験の高周波パルスエコー応答である。図８（Ｃ）は、逆フィルタリング後の実験の高周波パルスエコー応答である。図８（Ｄ）は、提案されている改良された（より音響的に整合した）高周波層設計（フィルタリングを用いない）のＦＥＡシミュレーションである。グラフはすべて電圧エコー応答対時間（μｓ）である 図９は、標的化超音波造影マイクロバブルの概略図を示す。ガスコアは、ＰＥＧブラシをコーティングされている脂質単分子層外殻によって封入される。標的化リガンド、この場合、抗Ｐ−セレクチンモノクローナル抗体は、ビオチン−ストレプトアビジン結合を介してポリマーの遠位先端に固定される。本図は、原寸に比例して描かれていない。 図１０は、１２２ｋＰａ（Ｐ−ｓｅｌ上で１２２ｋＰａ；ｎ＝４）における超音波照射後のＰ−セレクチン上での３５５ｓ−１の壁剪断速度におけるマイクロバブル接着、流れのみ（Ｐ−ｓｅｌ上で０ｋＰａ；ｎ＝３）の後のＰ−セレクチン上での接着、および１２２ｋＰａ（カゼイン上で１２２ｋＰａ−すなわちコントロール）；ｎ＝３）における超音波照射後のカゼイン上での接着を示す。１０光場当たりの接着マイクロバブルの平均数＋標準偏差。超音波照射された毛細血管は、調べられた各条件において、流れのみまたは超音波照射された毛細血管のものよりも著しく大きい接着（ｐ＜０．０５）を呈した。縦軸における途切れに留意されたい。 図１１は、落射蛍光顕微鏡検査法による観察（図Ｈ（Ａ）、Ｈ（Ｂ）、Ｈ（Ｃ））および接着マイクロバブルの超音波後方散乱イメージング（図８（Ｄ）、８（Ｅ）、８（Ｆ））を示す。緩衝液のみを輸注された微小毛細血管はマイクロバブル接着を示さず（Ａ）、超音波信号を示さない（破線のボックスは微小毛細血管位置を示す）（図１１（Ｄ））。流れのみの微小毛細血管内に接着マイクロバブルはほとんど見えず（図１１（Ｂ））、対応するエコーは特定可能ではあるが弱い。１２２ｋＰａで放射力に曝露された微小毛細血管内には多数の接着マイクロバブルが存在し（図１１（Ｃ））、対応するエコーは強い。スケールバーは５μｍを表す。 図１２（Ａ）−（Ｂ）は本発明超音波カテーテルシステムの実施形態（またはその部分的な実施形態）を概略的に示す。 図１２（Ａ）−（Ｂ）は本発明超音波カテーテルシステムの実施形態（またはその部分的な実施形態）を概略的に示す。 図１３はマイクロ流体流集束デバイスまたはｉｎ−ｓｉｔｕデバイスの概略平面図を示す。 図１４（Ａ）−（Ｂ）は、閉塞またはシーリングシステムを有するカテーテルシステムの実施形態の概略立面図を示す。 図１４（Ａ）−（Ｂ）は、閉塞またはシーリングシステムを有するカテーテルシステムの実施形態の概略立面図を示す。 図１５Ａ−１５Ｅは、本発明の実施形態による、マイクロフルイディクスデバイスに入る接合部をシールするための実施形態を示す。 図１５Ａ−１５Ｅは、本発明の実施形態による、マイクロフルイディクスデバイスに入る接合部をシールするための実施形態を示す。 図１５Ａ−１５Ｅは、本発明の実施形態による、マイクロフルイディクスデバイスに入る接合部をシールするための実施形態を示す。 図１５Ａ−１５Ｅは、本発明の実施形態による、マイクロフルイディクスデバイスに入る接合部をシールするための実施形態を示す。 図１５Ａ−１５Ｅは、本発明の実施形態による、マイクロフルイディクスデバイスに入る接合部をシールするための実施形態を示す。 図１６は、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）カテーテルが管腔超音波（ＩＶＵＳ）カテーテル内に搭載される、本発明の一実施形態によるシステムの遠位端部の概略図である。 図１７Ａは、本発明の一実施形態による、マイクロフルイディクスデバイスがカテーテルシステムの遠位端部内に収容される機構を概略的に示す。 図１７Ｂは、本発明の別の実施形態による、マイクロフルイディクスデバイスがカテーテルシステムの遠位端部内に収容される機構を概略的に示す。 図１７Ｃは、本発明の別の実施形態による、マイクロフルイディクスデバイスがカテーテルシステムの遠位端部内に収容される機構を概略的に示す。 図１８は、本発明の一実施形態による、連続したバブル流路管腔を用いるシステムを概略的に示す。 図１９Ａは、本発明の一実施形態による、カテーテルの外部のポンプからの拍動流を用いるシステムであって、カテーテル内でマイクロフルイディクスデバイスが用いられる、システムを概略的に示す。 図１９Ｂは、本発明の一実施形態による、カテーテル内のマイクロポンプを用いるシステムであって、カテーテル内でマイクロフルイディクスデバイスが用いられる、システムを概略的に示す。 図１９Ｃは、本発明の別の実施形態による、カテーテル内のマイクロポンプを用いるシステムであって、カテーテル内でマイクロフルイディクスデバイスが用いられる、システムを概略的に示す。 図２０Ａは、本発明の一実施形態による、超音波印加の３日後のブタの左総頸動脈におけるＲＦＰ発現（赤色）を示す。 図２０Ｂは、本発明の一実施形態による、変更された血管内超音波法カテーテル（ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｃａｔｈｅｔｅｒ、ＩＶＵＳ）の、ブタの冠動脈（ＬＡＤ）に対する使用の結果を示す。 図２１Ａ−２１Ｃは、インビトロにおけるマイクロバブルを介した平滑筋細胞へのラパマイシン（シロリムス）の送達は、超音波が印加される場所の増殖のみを妨げることをグラフで示す。 図２２は本発明の一実施形態によるマイクロバブルの概略図である。 図２３は、本発明の一実施形態による、インビトロにおける手順のためのシステムを概略的に示す。 図２４は、本発明の一実施形態によってイメージングされた、ＲＯＳＡ２６マウスにおける左頸動脈の超音波画像である。 図２５Ａは、本発明の一実施形態によるカテーテルの遠位端部の平面図を概略的に示す。 図２５Ｂは、本発明の一実施形態によるカテーテルの遠位端部の、図２５Ａにおける線２５Ｂ−２５Ｂにおいて取られた断面図を概略的に示す。 図２６は、本発明の別の実施形態によるカテーテルの遠位端部の平面図を概略的に示す。 図２７は、本発明の例示的な実施形態または一実施形態の一部の実装のためのコンピュータシステムについての概略ブロック図である。 図２８Ａ−２８Ｂは、本発明の一実施形態によるプラスミド結合マイクロバブル送達および超音波照射後のＣＭＶ−ＲＦＰのインビトロ試験の結果を示す。 図２９は、本発明の一実施形態による、ブタの左前区下行（ＬＡＤ）冠動脈におけるプラスミド結合マイクロバブル送達および超音波照射のインビボ試験において遂行される実験手順を記述するタイムラインを示す。 図３０Ａ−３０Ｅは、図２９のタイムラインにおいて記述される実験手順の結果を示す。 図３０Ａ−３０Ｅは、図２９のタイムラインにおいて記述される実験手順の結果を示す。 図３０Ａ−３０Ｅは、図２９のタイムラインにおいて記述される実験手順の結果を示す。 図３０Ｄは、図２９のタイムラインにおいて記述される実験手順の結果を示す。 図３０Ａ−３０Ｅは、図２９のタイムラインにおいて記述される実験手順の結果を示す。

本システム、デバイスおよび方法が記載される前に、本発明は、記載されている特定の実施形態に限定されるものではなく、それ故、当然、変形があり得ることを理解されたい。本発明の範囲は添付のクレームによってのみ限定されることになるので、本願明細書において用いられている術語は、特定の実施形態を記載する目的のためのみのものであり、限定が意図されるものではないことも理解されたい。

値の範囲が与えられる場合には、該範囲の上限と下限の間の各介在値は、文脈が別に明示しない限り下限の単位の１０分の１まで具体的に開示されることを理解されたい。規定範囲内の任意の規定値または介在値と該規定範囲内の任意の他の規定または介在値との間のより小さい範囲は各々本発明の範囲に含まれる。これらのより小さい範囲の上限および下限は範囲内に独立に含まれるかまたは除外され得、より小さい範囲内に限界のどちらかが含まれるか、どちらも含まれないか、両方とも含まれる各範囲も本発明の範囲に含まれ、規定範囲内の特定的に除外される限界の支配を受ける。規定範囲が限界の一方または両方を含む場合には、それらの含まれる限界のどちらかまたは両方を除外する範囲も本発明に含まれる。

別に定義されない限り、本願明細書において用いられている技術的および科学的用語はすべて、本発明が属する技術分野において当業者によって共通に理解されているのと同じ意味を有する。本願明細書において記載されているものに類似または同等の方法および材料はいずれも本発明の実施または試験において用いられることができるが、これより、好ましい方法および材料が記載される。本願明細書において言及されている刊行物はすべて、刊行物が関連して記載されている方法および／または材料を開示し記載するために本願明細書において参照により援用される。

本願明細書および添付のクレームにおいて用いられているように、単数形「ａ」、「ａｎ」、および「ｔｈｅ」は、文脈が別に明示しない限り、複数の指示物を含むことに留意されなければならない。それ故、例えば、「管腔（ａ ｌｕｍｅｎ）」への言及は複数のこのような管腔を含み、「トランスデューサ（ｔｈｅ ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）」への言及は、１つ以上のトランスデューサおよび当業者に周知のその同等物などへの言及を含む。

本願明細書において説明されている刊行物は本出願の出願日に先立つそれらの開示のためにのみ提供されている。本願明細書のいかなる記載についても、本発明は、先の発明の故にこうした刊行物に先行する権利を有しないと認めるものと解釈されてはならない。さらに、提供されている刊行物の日付は実際の刊行日とは異なる場合があり、別個に確認される必要がある場合がある。

図１は、被検体の１つ以上の位置にある処置部位に治療を施す本発明の超音波カテーテルシステム１０２の実施形態（または部分的な実施形態）の概略図を示す。システム１０２はカテーテルまたは複数のカテーテル等のチューブ部材１１８を含み得る。カテーテル（単数または複数）１１８は近位領域１１５および遠位領域１１７を有し、超音波カテーテルの近位端は被検体の処置部位またはその近傍に進められるように適合または構成される。示されている通りのカテーテルはいずれも複数のカテーテルであり得、どのカテーテルもその中に１つ以上の管腔または流路を有し得ることを理解されたい。システムは、チューブ部材と流体結合したマイクロバブルリザーバ１３２をさらに含む。マイクロバブルリザーバ１３２は所望に応じてまたは必要に応じて近位領域１１５および／または近位領域１１７内に配置され得る。マイクロバブルリザーバ１３２は、処置部位内またはその近位に配置されるように意図されるマイクロバブルを放出するように適合され得る。システムは、チューブ部材１１８の近位領域１１５および／または遠位領域１１７と連通した超音波エネルギー１１２源をさらに含む。超音波エネルギー１１２は、処置部位をイメージング能力、および／またはマイクロバブルを崩壊させる能力があり得る。超音波エネルギー１１２は被検体１１３または患者の外側に配置されるか、またはそれを少なくとも部分的に取り囲むように配置され得る。システムは、超音波エネルギー源１１２、あるいはカテーテルシステム１０２に付属する任意の構成要素またはサブシステムに電気活性を送るように構成される制御回路網１００またはコントローラをさらに含む。さらに、超音波エネルギー源１１２は、マイクロバブルを処置部位内またはその近傍に移動させるための超音波放射力を提供し得、または、代替的に、マイクロバブルを処置部位内またはその近傍に移動させる機械力が提供され得、または、所望のまたは必要な結果を達成するために機械力および超音波力（音波）の両方の組み合わせが提供され得る。

チューブ部材１１８、ならびにカテーテルシステム１０２に付属する他の構成要素およびサブシステムは、当業者に周知の様々な技法によって製造され得る。適当な材料および寸法は、処置または診断部位の自然の解剖学的寸法ならびに所望の経皮アクセス部位または外部に基づいて容易に選択されることができる。

例えば、例示的な実施形態では、チューブ本体近位領域１１５および／または遠位領域１１７は、患者の血管系または臓器を通って処置部位またはその近傍まで超音波エネルギー源１１２を推進するために十分な可撓性、ねじれ抵抗性、剛性および構造支持を有する材料を含む。このような材料の例としては、押出ポリテトラフルオロエチレン（ｐｏｌｙｔｅｔｒａｆｌｕｏｒｏｅｔｈｙｌｅｎｅ、「ＰＴＦＥ」）、ポリエチレン類（ｐｏｌｙｅｔｈｙｌｅｎｅ、「ＰＥ」）、Ｐｅｂａｘ−Ａｒｋｅｍａ製、ポリアミド類および他の同様の材料が挙げられる。ただしそれらに限定されるものではない。或る実施形態では、チューブ本体の近位領域１１５および／または遠位領域１１７は、増強されたねじれ抵抗性および推進される能力を提供するために編み組、メッシュまたは他の構造によって強化される。例えば、ねじれを低減するためにニッケルチタンまたはステンレス鋼ワイヤがチューブ部材または本体１１８に沿って配されるかあるいはその中に組み込まれることができる。例えば、伝達、ナビゲーション、制御およびイメージング等を操作するために種々のガイドワイヤ、シースおよび追加のチューブ部材が実装され得る。

上述のカテーテルデバイス、リザーバ、超音波、およびコントローラは、所望に応じてまたは必要に応じて被検体の適用可能な位置の内部に完全に、所望に応じてまたは必要に応じて被検体の位置の外部に、あるいは被検体の位置の内部または外部の組み合わせに配され得ることを理解されたい。被検体の１つ以上の位置は臓器であり得る。臓器は中空臓器、中実臓器、実質組織、間質組織、および／または管路を含み得る。被検体の１つ以上の位置はチューブ状の解剖構造であり得る。チューブ状の解剖構造は血管であり得る。さらに、例えば、処置部位は、狭窄領域または血管障害を呈する任意の領域のうちの少なくとも１つを含む血管系の処置部位であり得る。

一アプローチでは、マニホールドおよび／または軸ポート１１４がカテーテルシステム１０２に、デバイス１１６によって象徴的に表されるいくつかの治療および／または診断デバイスを結合する。シリンジ、フロードライバまたはポンプデバイス１２４もマニホールド１１４と連通している。カテーテルシステム１０２は、ナビゲーションガイド１２２と連通し得るガイドシース１２０を通して送達され得る。運用時、医師またはユーザはこのようなカテーテルシステム１０２を被検体１１３の体内に１つ以上挿入し、例えば、イメージング誘導または他の適用可能な調査または介入の下で、脚、胸部または頭骨（あるいは他の解剖的部位もしくは部分、または中空もしくは中実臓器、血管等を覆う被検体領域もしくは領域群）内に挿入する。同じまたは類似の超音波可視化が、１つ以上の移植片（単数または複数）の経過を追跡するために短期的および長期的両方の態様で用いられ得る。カテーテルデバイスは種々の内部管腔および周辺管腔、チャンバおよび流路を有し得る。このような内部管腔および周辺管腔、チャンバおよび流路は、他のデバイスを送達し、種々の診断機能を遂行するために用いられ得る。例えば、管腔、チャンバ、および流路は各々、マニホールド１１４の別個のポートと連通し得る。管腔、チャンバまたは流路は圧力トランスデューサ１２８を含み得る。他の管腔および流路が、例えば、図１においてデバイス１１９として総称的に示されている通りの、光学的または他の形式の細胞カウンタデバイスに当てられ得る。このようなデバイスは、カテーテルによって送達された細胞、薬剤、薬物またはマイクロバブルの数およびその生存力を測定するために、２つの別個の管腔および／またはポート内に配置される２本の光ファイバ（光学デバイスまたはカウンタ）を用いて動作し得る。光ファイバ関連用途／技術の例が、２００３年５月２３日に出願された米国特許出願第１０／４４４，８８４号、（２００３年１０月３０日に公開された米国特許出願公開第２００３／０２０４１７１号）において説明されており、それらはその全体が本願明細書において参照により援用される。さらに、２００８年１０月２４日に出願された国際公開第２００９／０５５７２０号（国際出願ＰＣＴ／ＵＳ２００８／０８１１８９号）および２０１０年４月２１日に出願された米国特許出願第１２／７３９，１２８号が参照され、それらはそれぞれその全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される。コントローラ、カテーテルシステム、超音波エネルギー源（単数または複数）、マニホールドおよび／または軸ポート、近位領域、治療および／または診断デバイス、遠位領域、チューブ部材、他の管腔（単数または複数）、圧力トランスデューサ、マイクロバブルリザーバ、マイクロバブル推進装置またはマイクロバブル移動装置もしくは推進装置、流れ流路形成および再循環手段、マイクロコイル手段、ポンプ手段、圧力および流量モニタ手段、イメージング手段、コンピュータ手段、薬剤溶出性ステント（ＤＥＳ）、ならびに構造および使用法の他の詳細の多くの他の実施形態は、本発明の基板をなす新規且つ先見的なコンセプトによる手段、システム、および技法の非発明的な変形例を構成することを理解されたい。本発明の種々の実施形態とともに実装され得るシステムおよび方法の例が以下の共有に係る２００３年５月２３日に出願された米国特許出願第１０／４４４，８８４号（２００３年１０月３０日に公開された米国特許出願第２００３／０２０４１７１号）；２００５年７月２８日に出願された国際出願ＰＣＴ／ＵＳ２００５／０２６７３８号；および２００６年２月１６日に出願された国際出願２００６／００５８７６号において提供されており、それらはその全体が本願明細書において参照により援用される。本願明細書において説明されているように、被検体はヒトまたは任意の動物であり得ることを理解されたい。

動物は、哺乳類、獣医動物、家畜動物またはペット類動物等を含む様々な任意の適用可能な種類であり得るが、それらに限定されるものではないことを理解されたい。例として、動物は、ヒトと同様の或る特徴を有するように特定的に選択される実験動物（例えばラット、イヌ、ブタ、サル）等であり得る。被検体は、例えば、任意の適用可能なヒト患者であり得ることを理解されたい。

図２（Ａ）〜（Ｃ）は、被検体の１つ以上の位置にある処置部位に治療を施す本発明の超音波カテーテルシステムの種々の実施形態（または部分的な実施形態）を概略的に示す。カテーテルシステム２０２はカテーテルまたは複数のカテーテル等のチューブ部材２１８を含み得る。カテーテル（単数または複数）は近位領域および遠位領域を有し、超音波カテーテルの近位端は被検体の処置部位またはその近傍に進められるように適合または構成される。示されている通りのカテーテル２１８はいずれも複数のカテーテルであり得、どのカテーテルもその中に１つ以上の管腔を有し得ることを理解されたい。システムは、チューブ部材２１８と流体結合したマイクロバブルリザーバ２３２、ならびに任意の管腔、流路、コントローラまたは伝達デバイスをさらに含む。マイクロバブルリザーバ２３２は、被検体の所望のまたは適用可能な位置２１１にある処置部位２１０内またはその近位に配置されるように意図されるマイクロバブルを放出するように適合される。システム２０２は、チューブ部材２１８（あるいは本発明の他の構成要素またはサブシステム）の遠位領域（あるいは所望に応じたまたは必要に応じた他の領域）と連通した超音波エネルギー源２１２をさらに含む。超音波エネルギーは、処置部位２１０をイメージングし、マイクロバブルを崩壊させるように適合されるかまたはその能力がある。

システム２０２は、超音波エネルギー源２１２、ならびに本発明の他の構成要素およびサブシステムに電気活性を送るように構成される制御回路網２００をさらに含む。さらに、超音波エネルギー源２１２は、マイクロバブルを、被検体の所望のまたは適用可能な位置２１１にある処置部位２１０内またはその近傍に移動させるための超音波放射力を提供し得、または、代替的に、マイクロバブルを処置部位２１０内またはその近傍に移動させるための機械力が提供され得、または、所望のまたは必要な結果を達成するために機械力および超音波力（音波）の両方の組み合わせが提供され得る。

上述のカテーテル２１８、リザーバ２３２、超音波２１２、およびコントローラ２００は、被検体の適用可能な位置の内部に完全に配され得るか、被検体の位置の外部に配され得るか、あるいは被検体の位置の内部または外部の組み合わせに配され得ることを理解されたい。被検体の１つ以上の位置２１１は臓器であり得る。臓器は中空臓器、中実臓器、実質組織、間質組織、および／または管路を含み得る。被検体の１つ以上の位置２１１はチューブ状の解剖構造であり得る。チューブ状の解剖構造は血管であり得る。さらに、例えば、処置部位２１０は、狭窄領域または血管障害を呈する任意の領域のうちの少なくとも１つを含む血管系の処置部位であり得る。さらに、例えば、処置部位２１０は血管系の処置部位および／または診断部位であり得る。

（マイクロバブル運搬体による治療薬の送達を最適化するトランスデューサ／計装の開発）
空間的に局所化され、集中された非侵襲的／低侵襲的処置は、周囲の解剖学的構造との関連で選択された標的部位に対する治療（集中）領域の局所化を誘導するために、適切な非侵襲的リアルタイムイメージングを必要とする。この点は簡単に見えるかもしれないが、それは非侵襲的処置のために深い意味を有する。このパラダイムは、集中処置区域が、非侵襲的イメージングが用いられるどんなものとも正確に且つ高い信頼性をもって整列することを確実にすることに注意が払われなければならないことをさらに示唆する。理想的なモデルは、画像平面が治療点、線または平面と一致するというものであろう。しばしば、より大きい治療用アレイから「切り取られた」アパーチャ内の中央に小さいイメージング用アレイが設置される。Ｒｏｓｅｎｓｃｈｅｉｎ［２１］は、内部に７．５ＭＨｚの環状アレイが同心状に設置される直径９４ｍｍの治療用アレイを記載している。システムはウシ動脈部におけるインビトロ血栓溶解のために用いられ成功した。Ｕｎｇｅｒ［２２］は、共通の前面平面を有する治療用およびイメージング用アレイ素子を組み込むトランスデューサ設計を（少なくともコンセプトを）記載している。この例では、治療用アレイはイメージング用アレイ内の孔内に設置される。アレイアパーチャ内の大きな中央「孔」が、近距離領域の死角、および歪んだサイドローブパターンを生じさせる（通例、アパーチャ内の「孔」の故に潜在する不十分な空間サンプリングが原因のグレーティングローブが関連する）。現在まで、多くの研究は、イメージング用アレイを治療用集束トランスデューサ／アレイに対して固定することを含んでいた［２３〜２５］。例えば、統合されたイメージングおよび治療用アレイがワシントン大学によって記載された［２６］。しかし、このような「統合された」アレイが、本願明細書において提案される通りの厳密に一致する「治療用」アレイとイメージング用アレイとを含むと考える理由はない。要求される「統合」のレベルを定義する正確な必要性は特定の用途の関数である。

マイクロバブルイメージングとの関連で、Ｂｏｕａｋａｚ［２７］は、散在させた素子を用いる二重周波数トランスデューサ（０．９ＭＨｚおよび２．８ＭＨｚ）アレイを記載している。素子間隔は０．５ｍｍ（すなわち２．８ＭＨｚにおけるλの間隔）である。散在させた素子の設計を用いると、十分な空間サンプリングを達成することは倍難しい問題となる。さらに、（隔離された）各アレイに対する潜在有効エリアの５０％未満しか利用できない。有効エリアのこの損失は最大の音響パワー放出を制限する。Ｆｏｒｓｂｅｒｇ［２８］も、３つの直線アレイ（２．５ＭＨｚ、５ＭＨｚおよび１０ＭＨｚ）が隣り合って設置され、共通の焦点レンジ（５０ｍｍ）を有する、多周波アレイを記載している。このアプローチはその１つの固定した焦点領域内ではうまくいくものの、他のレンジに対処する融通性を欠いている。

本発明の実施形態の一態様では、イメージング用アレイは治療用アレイの直上に提供され得る。図３に、本発明の構成の実施形態のいくつかの利点が示され得る。図３（Ａ）〜（Ｃ）は、１つのあらかじめ選択されたレンジにある高さ視野交点を有するＦｏｒｓｂｅｒｇのアレイ（図３（Ａ）参照）、不十分なサンプリングおよびアレイ当たり５０％のエリア使用を有する、高周波数および低周波数の交互の素子を備えるＢｏｕａｋａｚのアレイ（図３（Ｂ）参照）、ならびに細かなサンプリングおよび１００％のエリア利用を有する積層アレイの本発明の例示的な実施形態（図３（Ｃ）参照）のアレイを概略的に示す。トランスデューサの動作周波数はデバイスの厚みに反比例し得る。高周波および低周波のトランスデューサコンポーネントはそれぞれ：ＨＦおよびＬＦと表される。３つのトランスデューサはすべて、所望に応じてまたは必要に応じて本発明の種々の実施形態で実装され得る。

図４は、被検体の１つ以上の位置にある処置部位に治療を施す（ならびに、所望の場合または必要な場合には診断を行う）本発明の超音波カテーテルシステム４０２の実施形態（または部分的な実施形態）を概略的に示す。カテーテルシステム４０２は、カテーテル本体４１８あるいは複数のカテーテル、針、または管腔等のチューブ部材を含み得る。カテーテル（単数または複数）は近位領域および遠位領域を有し、超音波カテーテルの近位端は狭窄のリスク領域４１０等の被検体の処置部位またはその近傍に進められるように適合または構成される。示されている通りのカテーテル４１８はいずれも複数のカテーテルであり得、どのカテーテルもその中に１つ以上の管腔を有し得ることを理解されたい。システムは、チューブ部材４１８と流体結合したマイクロバブルリザーバポートあるいは流路４３３と、カテーテルシステムに関連する任意の管腔、流路、コントローラまたは伝達デバイスとをさらに含む。マイクロバブルリザーバポートまたは流路４３３は、被検体の血管または血管壁４１１等の、所望のまたは適用可能な位置にある処置部位４１０内またはその近位に配置されるように意図されるマイクロバブルを放出するように適合される。システム４０２は、チューブ部材４１８（ならびに本発明の他の構成要素またはサブシステム）の遠位領域（あるいは所望に応じたまたは必要に応じた他の領域）と連通した超音波エネルギー源４１２をさらに含む。超音波エネルギーは、処置部位４１０をイメージングし、（実施形態によっては、例えば、任意選択的に、超音波放射力を用いてバブルを推進し［２９］）、マイクロバブルを崩壊させるように適合されるか、またはその能力がある。例えば、マイクロバブルを破裂させるための治療用アレイ４３６が（例えば、低周波数ＬＦあるいは所望に応じたまたは必要に応じた周波数で）提供される。さらに、イメージングのためのイメージング用アレイ４３７（例えば、高周波アレイＨＦあるいは所望に応じたまたは必要に応じた周波数で）。

図４をなお参照すると、システム４０２は、（図示はされていないが）超音波エネルギー源、ならびに本発明の他の構成要素およびサブシステムに電気活性を送るように構成される制御回路網をさらに含む。さらに、超音波エネルギー源は、マイクロバブル４３４を、被検体の所望のまたは適用可能な位置４１１にある処置部位４１０内またはその近傍に移動させるための超音波放射力を提供し得、または、代替的に、マイクロバブルを処置部位４１０内またはその近傍に移動させるための機械力が提供され得、または、所望のまたは必要な結果を達成するために機械力および超音波力（音波）の両方の組み合わせが提供され得る。

上述のカテーテル４１８、マイクロバブルリザーバまたは流路４３３、超音波源（単数または複数）４１２、ならびにコントローラは、被検体の適用可能な位置の内部に完全に配され、被検体の位置の外部に配され、あるいは被検体の位置の内部または外部の組み合わせに配され得ることを理解されたい。被検体の１つ以上の位置４１１は臓器であり得る。臓器は中空臓器、中実臓器、実質組織、間質組織、および／または管路を含み得る。被検体の１つ以上の位置４１１はチューブ状の解剖構造であり得る。チューブ状の解剖構造は血管であり得る。さらに、例えば、処置部位４１０は、狭窄領域または血管障害を呈する任意の領域のうちの少なくとも１つを含む血管系の処置部位であり得る。さらに、例えば、処置部位４１０は血管系の処置部位および／または診断部位であり得る。

それ故、図４に示されるアプローチは、例えば、薬物積載バブルの送達、バブル／組織の超音波イメージング、および超音波ベースのバブル破壊／薬物送達のためのカテーテルを提供する。

イメージング用トランスデューサ／トランスデューサアレイおよび治療用トランスデューサ／トランスデューサアレイは同一であり得る。２つの機能のために２つのトランスデューサを最適化することが必要となることがある一方、トランスデューサが十分な性能融通性（例えば高い周波数帯域幅および高パワー能力）を持つならば、イメージングおよび治療両方の機能のために同じトランスデューサを用いることも実現可能である。

（マイクロバブルからのラパマイシンの超音波誘発放出はインビトロにおいて４８時間にわたりＳＭＣ増殖を弱める）
上述されたように、ラパマイシンの化学的特性および生物学的特性と、それが、インビボにおける血管損傷に伴うＳＭＣ増殖を防ぐためのベンチマーク試薬である理由。これが、超音波誘発マイクロバブル運搬体放出のためにラパマイシンを選ぶ根拠を確立した。複数のグループが、ラパマイシンを用いた培養ＳＭＣの処理がＳＭＣ増殖を減少させることを示している［１２、３０］。しかし、マイクロバブル運搬体からの超音波誘発放出を介したラパマイシンの送達は遂行されていない。

（例示的な設計／実験）
外殻内にラパマイシンを含有する変更超音波マイクロバブルとともに超音波がラット平滑筋細胞に印加された。マイクロバブルはバージニア大学の共同発明者Ａ． Ｌ． Ｋｌｉｂａｎｏｖによって製作された。無論、本発明はそのように限定されるものではない。なぜなら、本願明細書において記載されているマイクロバブルは他の製造者によって製作されることができるからである。マイクロバブルは、以前に記載されている手順［７８］と同様に、ラパマイシン（０．２ｍｇ／ｍｌ）および／または極微量の蛍光色素ＤｉＩ（分子プローブ、Ｅｕｇｅｎｅ、ＯＲ）を有するホスファチジルコリン（２ｍｇ／ｍｌ）およびステアリン酸ポリエチレングリコール（Ｐｏｌｙｅｔｈｙｌｅｎｅ Ｇｌｙｃｏｌ、ＰＥＧ）（２ｍｇ／ｍｌ）の水性ミセル混合物内におけるデカフルオロブタンガスの超音波分散中の脂質単分子層の自己集合によって形成された。マイクロバブル媒介体のみが細胞への効果を生じさせたのではないことを確実にするための対照として、蛍光標識されたＤｉＩマイクロバブルが用いられた。１００％エタノール中に溶解したラパマイシン薬物も、ラパマイシンマイクロバブルの効果を比較する対象の対照として用いられた。我々は、いずれの細胞を平板培養する前にもフィブロネクチンを用いて細胞を２４時間平板培養することによって、ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）（Ｂｉｏｃｒｙｓｔａｌ、Ｗｅｓｔｅｒｖｉｌｌｅ、ＯＨ）フラスコへの細胞の強い粘着を確実にした。ラットのＳＭＣが低密度で平板培養され、１２枚のＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）の各々の内部のＤＦ１０培地内で４８時間成長することを許された。ベースライン条件を確立する処理の５時間前に細胞のデジタル位相顕微光画像が撮影された。画像はすべて４×倍率で撮影された。平板培養の２４時間後、培地は、ＤｉＩマイクロバブル（媒介体対照）、ラパマイシン薬物（薬物対照）、またはラパマイシンマイクロバブルのいずれかを含有する新鮮な培地と交換された。マイクロバブル（ＤｉＩまたはラパマイシン）は１０×１０^６バブル／ｍｌの濃度でＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）に加えられ、ラパマイシンは１０ｎｇ／ｍｌの濃度で加えられた。マイクロバブルの濃度は、加えられたマイクロバブルの数が、同等量のラパマイシン、約１０ｎｇ／ｍｌ、を含有するように選ばれた。我々は、ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）フラスコの半分を取り、それらに２時間だけ処置を施すことによって、たとえ長期の曝露を用いなくとも薬物は効果を生じることを確実にした。２時間後、薬物／バブル含有培地は新鮮な培地と交換された。ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）フラスコ内の細胞は以下の６種の処置のうちの１つを受けた：ＤｉＩバブル ４８時間、ラパマイシン薬物 ４８時間、ラパマイシンバブル ４８時間、ＤｉＩバブル ２時間、ラパマイシン薬物 ２時間、ラパマイシンバブル ２時間。条件はすべて二重に試験された。

各ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）内への新鮮な培地およびマイクロバブルの配置の後、超音波が細胞増殖の全エリアに印加された。１つずつ、各ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）はウォーターバス（約３７°Ｃ）内に水平に置かれた。集束式の１ＭＨｚ（Ｐａｎａｍｅｔｒｉｃｓ， Ｗａｌｔｈａｍ， ＭＡ）トランスデューサが水中に浸され、細胞の真上に配置された。細胞増殖の全エリアに超音波を均等に印加するべくトランスデューサをＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）のアパーチャ間で縦走させるためにモーションコントローラが用いられた。１ＭＨｚ、３５％ＢＷ、ガウス形パルスが１ｋＨｚ、６００ｋＰａピークのパルス繰返し周波数（Ｐｕｌｓｅ Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ、ＰＲＦ）で、全超音波照射時間（９分）の間印加された。各ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）内の４つの位置において画像が撮影された。これらの位置は５時間の時点においてドットで標識された。処理の２４時間および４８時間後にこれらの同じ位置において後続の画像が撮影された。ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）は３７°Ｃのインキュベータ内に保存された。

（結果：）
図５（Ａ）および５（Ｂ）において、我々は、超音波誘発放出フォームマイクロバブル運搬体による約１０ｎｇ／ｍｌのラパマイシンの送達がＳＭＣの増殖を防いだことを示しており、それは、同等数のマイクロバブル運搬体からの蛍光膜色素、ＤｉＩ（Ｉｎｖｉｔｒｏｇｅｎ）の放出と比較した細胞数の変化として表現されている。さらに、図５（Ｄ）における定量分析は、超音波誘発放出によるマイクロバブル運搬体からのラパマイシン（１０ｎｇ／ｍｌ）の送達は、細胞培養培地内で遊離ラパマイシン薬物（１０ｎｇ／ｍｌ）を用いて処置された細胞とは違わなかったことを示す。同様の結果が、超音波の後、２時間だけ処理され、その後、４８時間成長することが許された６枚のＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）のセット内で観察された（図５（Ｃ）および５（Ｅ））。これらの結果は、（とりわけ、）ラパマイシンおよび不活性細胞標識色素（ＤｉＩ、図５（Ｃ））が、超音波誘発によるマイクロバブル運搬体放出によってＳＭＣに送達されることができることを示す。

次に、非侵襲的超音波イメージングは、ラパマイシン薬物の放出および経細胞膜送達を局所化することになる治療用超音波の誘導において重要な役割を果たすことができる。例えば、図６および７は、齧歯動物の血管系の微細スケールの可視化の現在の能力を示す。図６は、１０ＭＨｚのバブル特定超音波イメージング（例えば、Ｓｅｑｕｏｉａスキャナまたは他の市販の臨床用超音波スキャナ）を用いて評価された、マウス総頸動脈（ｃｏｍｍｏｎ ｃａｒｏｔｉｄ ａｒｔｅｒｙ、ＣＣＡ）内の血管壁で閉ざされた分子標的化（抗ＶＣＡＭ−１）バブルの、バブル特定画像を示す。図７（Ａ）は、微細な空間分解能を実際に示す、４０ＭＨｚにおけるラット頸動脈の、ＶｉｓｕａｌＳｏｎｉｃｓ ＶＥＶＯ７７０による画像である。図７（Ｂ）および７（Ｃ）は、それぞれ、１２ＭＨｚおよび１０ＭＨｚ（例えば、Ｓｅｑｕｏｉａスキャナ）において取得された、Ｂモードおよびコントラスト特定のラット頸動脈の画像である。

（トランスデューサおよび計装）
二重機能イメージング療法のための例示的なトランスデューサソリューションは、トランスデューサ素子が両方の作業（高周波（ＨＦ）イメージングおよび低周波（ＬＦ）バブル操作／破壊）を遂行することができるほど十分融通性があるものである。これは、イメージング平面および治療平面が一致する設計を可能にする。これらの以前の設計における欠陥は、優れたソリューションの必要性を示唆する。

トランスデューサの二重機能の要求（ＨＦ、高分解能、低強度イメージングおよびＬＦ、高パワーバブル破壊）に対するソリューションは、一方が他方の上にある２つの能動層を有するトランスデューサを形成することである（例えば図３（Ｃ）または図４に示される通りのもの）。各層は、幅広く異なる周波数において（低い方は約１〜２ＭＨｚにおいて、高い方は約１２ＭＨｚにおいて）共鳴する。積層トランスデューサ層に関する従来の設計通念ならば、２つのトランスデューサ層は、各々の層に関連付けられる共鳴間の望ましくない大きな干渉を生じさせるであろうことを示唆しよう。それにもかかわらず、我々の経験は、トランスデューサ層が互いの間で整合され、且つ裏当て材料に対して良く整合されれば、２層トランスデューサは機能することになることを示唆する。

一アプローチでは、１：３ ＰＺＴ／エポキシ複合材トランスデューサ層を用いてプロトタイプの二重層単一素子トランスデューサが設計された。各層の音響インピーダンスは約１５ＭＲａｙｌである。裏当ては、約９ＭＲａｙｌの音響インピーダンスを有する、高密度金属（タングステン）組み込みエポキシである。トランスデューサは我々の設計に従ってＴｏｕｒｓ，フランスのＶｅｒｍｏｎによって製作された。単一素子デバイス、直径１ｃｍおよび焦点深度５ｃｍ、は、提案されている二重層アプローチの実現性を試験するために構築された。図８（Ａ）はＬＦ層のパルスエコー応答を示す。ＬＦの結果は、所望の滑らかな、持続時間の短い波形を呈する。現在のプロトタイプ内の高周波層は、我々が、低周波層の後部と裏当てブロック（図８（Ｂ））との間の反射に起因すると考えている反射アーチファクトを呈する。図８（Ｃ）では、応答を（周波数領域において）よりガウス形にさせるように設計された逆フィルタを用いることによってこの不具合を大幅に修正することができることを示す。もう１つの方法として、内部反射を最小限に抑える／無くすためにより良く整合されたトランスデューサ層を用いて二重層トランスデューサを再設計し最適化する。図８（Ｄ）に、より良く整合された裏当て（すなわち１５ＭＲａｙｌ）を用いる変更設計についての初期のＦＥＡ結果が示されている。

トランスデューサは多くの臨床用途のいずれのもののために設計され得る。それは、経皮的な使用のためのもので、従来のフェーズドアレイあるいは直線アレイ（平坦または曲線状、あるいは所望に応じてまたは必要に応じて解剖学的にまたは人間工学的に外形が形成されたもの）を含み得る。それは経食道的、経膣的、経尿道的、経直腸的または手術中の使用のために設計され得る。これらのフォームファクタのトランスデューサの各々の例は当技術分野において周知である（通常、選ばれた解剖学的用途に適合されたプラスチックケースの内部に同様のトランスデューサ構造を含む）。

トランスデューサはカテーテル内に形成され得る（血管内超音波法（ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ、ＩＶＵＳ）におけるように）。ＩＶＵＳカテーテルは現在、Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ（Ｎａｔｉｃｋ， ＭＡ）およびＶｏｌｃａｎｏ（Ｒａｎｃｈｏ Ｃｏｒｄｏｖａ， ＣＡ）によって米国内で広く販売されている。Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃのトランスデューサは通例、冠状断像を形成するべく駆動ワイヤによって高速回転される単一素子を含む。このトランスデューサ内のトランスデューサ素子は、それを、バブルを破壊するのに適したものにするために、その動作周波数を変化させること（すなわちおよそ２〜１５ＭＨｚに低下させる）によって変更され得る。Ｖｏｌｃａｎｏのトランスデューサは一般に円周方向のフェーズドアレイである。この場合もまた、アレイ設計の周波数は、それを、バブルを破壊するのに適したものにするべく変更され得る（すなわちおよそ２〜およそ１５ＭＨｚに低下させる）。場合によっては、二重層設計を用い（本願明細書において記載されているように）、または場合によっては、高周波イメージングと低周波バブル破壊との間の妥協点が選択される変更設計を用いること（例えば、約２５ＭＨｚにおいてイメージングを動作させ、約２ＭＨｚにおいて破壊を動作させようと試みる代わりに、約１５ＭＨｚにおける単一の広帯域設計が約８ＭＨｚの破壊且つ２０ＭＨｚのイメージングの能力がある）が可能である。当業者に周知のように、例えば、複数の整合層を用いること等により、高帯域幅トランスデューサ設計が用いられ得る。例えば図４および１２に示されるように、カテーテルトランスデューサは、使用中に、薬物をコーティングした造影剤が流される連続した中空ポートを含み得る。このようにして、概略的に図示されているように能動的造影剤の流れがトランスデューサの視野内に放出される。（臨床利用時は、冠動脈内の血流は「右」向きである−すなわち血流は遠位方向に動いている）。

他の様式の薬物媒体送達が可能であることにも留意されたい。例えば：（例えば、水、アルコールまたは他の適合溶媒中に）溶解した遊離ラパマイシン（または他の薬物）が、無コーティングの造影剤マイクロバブルと隣り合って中空ポートを移送され得る。Ｐｒｉｃｅの１９９８年のＣｉｒｃｕｌａｔｉｏｎの論文（^’’Ｄｅｌｉｖｅｒｙ ｏｆ ｃｏｌｌｏｉｄａｌ ｐａｒｔｉｃｌｅｓ ａｎｄ ｒｅｄ ｂｌｏｏｄ ｃｅｌｌｓ ｔｏ ｔｉｓｓｕｅ ｔｈｒｏｕｇｈ ｍｉｃｒｏｖｅｓｓｅｌ ｒｕｐｔｕｒｅｓ ｃｒｅａｔｅｄ ｂｙ ｔａｒｇｅｔｅｄ ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅ ｄｅｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｗｉｔｈ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ^’’ Ｖｏｌ． ９８， Ｎｏ １３， ｐｐ １２６４−１２６７）に示されているように、局所的バブル破壊は、コロイド物質（溶解または非溶解形態のあり得る薬物を含む）の、微小循環血管壁を越える送達を可能にする。バブルは静脈内に注入され得、溶解したラパマイシンはカテーテルポートを介して注入され得る。

通常、脂質ベースのバブルが用いられる。他の外殻材料が用いられ得る卵白ベースまたはポリマーベースの外殻を有するバブル等。これらの外殻材料を用いるバブルが当技術分野において周知である。

（計装）
利用可能な種々の選択肢の中で、ＳｏｎｉｘＲＰ（Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｘ， Ｒｉｃｈｍｏｎｄ， ＢＣ， カナダ）が、本発明を実装するための基本計装を用いるために汎用性のあるプラットフォームである。当然、当業者に周知のように、他のスキャナプラットフォームが調達され得または設計／構築され得る。ＲＰ、およびその研究能力（高レベルのソフトウェア／ハードウェアアーキテクチャを含む）、が最近の刊行物に詳細に記載されている［７９］。

以下の企業によるもの等の多数の市販の技術システムおよび構成要素が本発明に実装され得ることを理解されたい：超音波治療の企業としては、Ｐｈｉｌｉｐｓ、Ｓｉｅｍｅｎｓ、およびＧｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ、同様にＶｉｓｕａｌＳｏｎｉｃｓ等、が挙げられる。ただし、それらに限定されるものではない。ただし、これらはカテーテルを核とする企業ではないことに留意され得る。Ｂｏｓｔｏｎ ＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃおよびＶｏｌｃａｎｏが主要なＩＶＵＳ企業である。

（インビトロにおける放射力は分子標的超音波を強化した）
血管内注入による標的造影剤を用いる場合に直面する問題は、非常に小さい血管内を除き、リガンドと受容体との間の所望の分子結合を形成するわずかな可能性を有するためであっても、注入された物質のほんのごく一部しか十分に近接（１μｍ未満）しないことである。Ｐ−セレクチンの基質上への標的化マイクロバブル接着のインビトロ研究は、生理的流れ条件の下では灌流マイクロバブルのごく一部しか具体的に保持されなかったことを報告している［例えば、Ｋｌｉｂａｎｏｖ［８０］。マイクロバブル単独の検出は可能であるが［８１］、マイクロバブル標的化の効率の低さのせいで、そうでなければ必要とされるよりも大きな投入量のマイクロバブルが必要となる。マイクロバブルは赤血球のものと同様のレオロジー挙動を呈し［８２］、血管の中心に向かって遊走する傾向がある。ほとんどの内皮プロテインは内皮から数ナノメートルしか延在しないので［８３］、標的血管系を流れるマイクロバブルの多くが所望の分子標的と接触することはありそうにない。マイクロバブルの付着効率は、循環するマイクロバブルを動かして血管壁と接触させ、マイクロバブル：標的接着事象の頻度を増加させることによって高められることができる。Ｄａｙｔｏｎ［８４］およびその他［８５］は以前に、血管内皮へのマイクロバブル接着は、自由に流れるマイクロバブルを、超音波放射力を用いて血管壁に向かって進ませることによって促進される可能性があると仮説を立てた。アビジン：ビオチンモデル系内での印加音圧下におけるマイクロバブル［８６］および音響活性リポソーム［８７］の接着が調べられており、培養内皮細胞への標的化マイクロバブルの接着が報告されている［８６］。

連続媒質を伝って進む音響放射は圧力勾配を作りだし、それは、音場内の圧縮性バブルによって、指向性のある力として経験される。この放射力の２つの成分が記載されている。一次力、これは発生源から離れる方に向かうものであり、二次力、これは通例、超音波造影マイクロバブル同士の間の引力性のものである［８８］。音響放射の作用を受けた自由流マイクロバブル単独の挙動が以前に厳密に調べられている［８４、８８、８９］。Ｄａｙｔｏｎによって、低いデューティファクタ、各印加パルスにおいて一定の大きさの圧力、および単方向の圧力勾配を仮定した、線形レンジにおける一次力および二次力の大きさの導出が示された［８４］。一次放射力はマイクロバブル体積と空間的圧力勾配との積の負の時間平均に比例する。共振周波数において駆動されるマイクロバブルについて、小振幅振動を仮定すると、一次放射力の大きさは次式によって定義される。

ここで、Ｐ_ａは最大印加音圧、Ｒはマイクロバブルの静止半径、δは全減衰係数、ｐは媒質密度、ｃはバルク水相中の音速、ω_０はマイクロバブルの共振周波数である。この項はパルス場のためにＤ／Ｔによってスケーリングされる。ここで、Ｄはパルス持続時間、１／Ｔはパルス繰返し周波数（ＰＲＦ）である。

図９に示されるように、これらのマイクロバブルをＰ−セレクチンに標的化することが、抗Ｐ−セレクチンモノクローナル抗体（ｍｏｎｏｃｌｏｎａｌ ａｎｔｉｂｏｄｙ、ｍＡｂ）Ｒｂ．４０．３４［９０］を、ストレプトアビジン結合を介してＰＥＧ鎖の遠位先端に接合することによって達成された。本実験において用いられた標的化マイクロバブルの製作は他の文献で詳しく記載されている［７８、９１］。極微量（全脂質量の１％未満）のＤｉＩ脂質色素（Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｐｒｏｂｅｓ， Ｅｕｇｅｎｅ， ＯＲ）が落射照明顕微鏡用の蛍光プローブとして用いられた。マイクロバブルは実験当日に標的化用リガンドに接合され、Ｃ_４Ｆ_１０飽和Ｄｕｌｂｅｃｃｏリン酸塩緩衝食塩水（Ｄｕｌｂｅｃｃｏ’ｓ Ｐｈｏｓｐｈａｔｅ Ｂｕｆｆｅｒｅｄ Ｓａｌｉｎｅ Ｓｏｌｕｔｉｏｎ、ＤＰＢＳ）（Ｉｎｖｉｔｒｏｇｅｎ， Ｃａｒｌｓｂａｄ， ＣＡ）中の氷上で保存された。コールターカウンタ（Ｂｅｃｋｍａｎ−Ｃｏｕｌｔｅｒ， Ｍｉａｍｉ， ＦＬ）を用いてマイクロバブルのサイズ分布および濃度が求められた。

本研究では、２．２５ＭＨｚ、直径０．５^’’、焦点深度０．８^’’の超音波トランスデューサ（Ｐａｎａｍｅｔｒｉｃｓ Ｖ３０６， Ｗａｌｔｈａｍ， ＭＡ）が用いられた。１０ｋＨｚのパルス繰返し周波数（ＰＲＦ）で、２．０ＭＨｚの周波数における正弦波サイクルが４０回印加された。マイクロバブルは、２４．５ないし１７０ｋＰａの音圧において超音波照射された。超音波照射が停止すると、印加超音波ビームの幅の範囲内にある、Ｐ−セレクチンをコーティングされた微小毛細血管に沿った１０ヶ所の光場が観察され、記録された。代替的に、印加放射力がない場合のマイクロバブル結合を評価するために、いくつかのフローチャンバは、超音波照射を用いず、２分間の流れのみに曝露された。超音波照射後の１０ヶ所の視野の各々の中の接着マイクロバブルの数がオフラインで求められた。光軸面に垂直に（流れの中へ下方に）突出するマイクロバブル凝集体は単一のバブルとしてカウントされた。マイクロバブルの凝集は、光軸面内で接着した隣接するマイクロバブルの数をカウントすることによって評価された。各フローチャンバは単一の実験のために用いられた。統計的有意性はスチューデントのｔ検定を用いて吟味された。我々は、放射力の印加のある場合とない場合の両方において、標的化マイクロバブルの、カゼインをコーティングされた（すなわち対照）微小毛細血管への無視し得るほどの結合を観察した。我々は、調べられた各マイクロバブル濃度において、印加放射力に起因する、Ｐ−セレクチンへの統計的に有意な（ｐ＜０．０５）特定のマイクロバブル接着の増加を観察した。印加放射力は、Ｐ−セレクチンをコーティングされた微小毛細血管への標的化マイクロバブルの接着を、７５×１０^６Ｂ ｍＩ^’’１においては１６倍増加させ、０．２５×１０^６Ｂ ｍＩ^’’１（あるいは必要に応じたまたは所望に応じた他のサイズ、体積およびレンジ）においては６０倍を越えて増加させた。

フローチャンバ内の接着マイクロバブルのイメージングも、（例えば、Ｓｉｅｍｅｎｓ Ｓｅｑｕｏｉａまたは同様の臨床用スキャナ上で）１４ＭＨｚ超音波イメージングを用いて遂行された。マイクロバブルが上述のようにフローチャンバ内に輸注され、指示された剪断速度における１分間の流れのみに曝露され、それに続き、１２２ｋＰａにおける１分間の超音波照射または追加の１分間の流れのみに曝露された。音響放射力によって標的基質に付着させたマイクロバブルは超音波イメージングの間、生き残ることも確認された。我々は、緩衝液のみを輸注された微小毛細血管においては接着マイクロバブルを観察せず、超音波信号を受信しなかった（図Ｈ（Ａ）、図Ｈ（Ｄ））。音圧がない状況で２．５×１０６Ｂ／ｍｌを２分間輸注され、その後、緩衝液を流された微小毛細血管の超音波画像を示す図ｌｌ（Ｅ）では、コントラスト信号が見える。図１１（Ｃ）、図Ｈ（Ｂ）に、この毛細血管内の代表の蛍光顕微鏡視野が示されている。図Ｈ（Ｃ）は、２．５×１０^６バブル／ｍｌを輸注され、１分間の流れのみ、１２２ｋＰａにおける１分間の超音波照射に曝露され、その後、生理食塩水をフラッシュされた微小毛細血管からの代表の光学視野を示しており、同図では、広範なマイクロバブル蓄積が明らかである。図Ｈ（Ｆ）に示されている対応するエコーは非常に強い。これは、１２２ｋＰａの音圧における放射力を用いて標的化されたマイクロバブルが無傷のままエコー源性を保っていることを示唆する。

要約すると、我々は、以下のことを含む、ただしそれらに限定されるものではない、本発明の方法およびシステムの実施形態のいくつかの主要な要素のいくつかを示した。
１．ラパマイシン積載マイクロバブル＋超音波はラットのＳＭＣに対して、示された選択的な抗増殖効果を有する。
２．ＶＣＡＭ−１、ならびにＰＥＣＡＭを含む、ただしそれに限定されるものではない、他の細胞表面抗原は、ラット、ならびに狭窄およびヒトの再狭窄の他の動物モデル内の増殖性ＳＭＣにおいて上方制御される。
３．微細分解能超音波イメージングは血管系の解剖学的構造を視覚化し、高感度／高特定バブルイメージングを達成することができる。
４．ａ）高周波イメージング、およびｂ）低周波放射力／バブル破壊のための二重周波数トランスデューサ。
５．放射力は、バブル分子ＶＣＡＭ−１標的化付着効率を向上させるために用いられることができる。

（関連する例示的方法（および関連するシステム））
（単一素子トランスデューサ（一般的に、イメージング能力を持たない））
我々の予備データは、単純な軸対称集束単一素子トランスデューサを用いる有望な初期結果を提供した。必要とされるものは、二重機能（低周波バブル「破裂」プラス高周波イメージング）トランスデューサおよび関連計装である。

（トランスデューサアレイ（一般的に、イメージング能力を持つ））
例示的な設計は、一方が他方の上に積層される１：３複合材圧電セラミック−エポキシ能動層を含み得る。（「１：３」複合材は、ポリマーマトリクス内に埋め込まれた圧電性セラミック柱を含む。すなわち２つの構成要素は電気的且つ機械的に「並列」になっている。１：３構成は主流の複合材構成であり、広く商業利用されている。）．複合材料は約５０％のセラミック体積含有率を持ち、約１５ＭＲａｙｌの音響インピーダンスを持つ。高密度のタングステン粒子を充填された裏当てブロックが用いられる。１２ＭＨｚ動作のために整合された波長の約４分の１の薄い整合層が頂部上に用いられる。高さ焦点を得るためには、従来の充填シリコーンゴムレンズが用いられることになる。高さ焦点深度は約１５ｍｍである。具体的に、我々は、２００μｍ未満の方位分解能および距離分解能を生じさせる約１２ＭＨｚのＢモードイメージングを用いる。この周波数において、λは１２５μｍである。その結果、実用的なｆ数について、（すなわち１〜２）２００μｍの分解能が実現可能となる。アレイシステムは十分すぎる走査フレームレートを提供する（選択された小さい視野−例えば１５ｍｍ×１５ｍｍに対し１００フレーム／秒超）。集束超音波放出は１〜２ＭＨｚにおいて放出される。我々は、治療効果が得られる領域を約３λ（すなわちおおよそ２ｍｍのスポットサイズ）まで制御することができる。

（高分解能、高感度、高特定バブルイメージング）
目的は、ユーザ制御の下での解剖学的Ｂモードイメージング能力、バブル特定イメージングおよびバブル破壊パルスの印加を提供することである。解剖学的Ｂモードイメージングは、標準的なＢモード画像形成技法（すなわち最適化されたアパーチャアポディゼーション、固定焦点送信、ダイナミック受信焦点調節、信号検出および走査変換）を用いて遂行される。バブル特定イメージングは、「パルスインバージョン」（Ｐｕｌｓｅ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ、ＰＩ）［９２］（すなわち１、−１送信極性／振幅、それに続き、線形成分を無くすための「１」＋「−１」処理）を用いることによって提供されることになる。必要であれば、振幅スケーリング等の他のバブル特定技法（すなわち１，２送信極性／振幅；それに続き、（２ｘ「１」）−「２」処理［９３］）ならびにＰＩおよび振幅スケーリングの組み合わせ（例えば−１，２，−１送信極性／振幅、それに続き、「−１」＋「２」＋「−１」処理［４７］）。

（低周波のバブル推進およびバブル破壊）
これらのモードはアレイの低周波素子を用いる。トランスデューサの実施形態の設計は、合計１２８個未満の素子（９６個は１２ＭＨｚ素子、２４個は２ＭＨｚ素子）を含む。このように、利用可能な１２８個のトランスデューサコネクタチャネルから選択されたトランスデューサアパーチャを単に再プログラムするだけで、我々は動作のイメージングモードと治療モードを切り替えることができる。

（超音波誘発放出の能力を持つラパマイシンマイクロバブル運搬体システムの設計）
（バブル作製およびラパマイシン取り込み）
マイクロバブルは、以前に記載されている手順［９５］と同様に、ラパマイシン（０．２ｍｇ／ｍｌ）および／または極微量の蛍光色素ＤｉＩ（分子プローブ、Ｅｕｇｅｎｅ、ＯＲ）を有するホスファチジルコリンおよびステアリン酸ＰＥＧ（２ｍｇ／ｍｌ）の水性ミセル混合物内におけるデカフルオロブタンガスの超音波分散中の脂質単分子層の自己集合によって製作された。場合によっては、グリセロールトリオレアートの追加によって膜の増厚が達成される（マイクロバブル外殻がより厚くなればより多くの量のラパマイシンを収容することになる）［９６］。バブル外殻内に取り込まれていない遊離脂質、色素およびラパマイシンは、試薬を保存するべく最初の洗浄液を再利用する一連の（３×）遠心浮遊（１００×ｇ、５分）によって除去される。

（ラパマイシンの定量化）
ロバスト且つ高感度の高性能液体クロマトグラフィ（ｈｉｇｈ ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｌｉｑｕｉｄ ｃｈｒｏｍａｔｏｇｒａｐｈｙ、ＨＰＬＣ）の手順が臨床検定のための文献に記載されている。我々は自分たちの研究所において利用可能なＨＰＬＣを有しており、このような手順を実施する［９７］。手短に言えば、試験されるサンプル（マイクロバブルまたは媒体）は、凍結乾燥されてクロロブタノール中に再溶解され、沈積物を除去するべく遠心分離される。サンプルはオートサンプラバイアル内に配置され、既知の量のラパマイシンを有する較正曲線に対するＵＶ検出を用いてＨＰＬＣが遂行される。

（超音波によるラパマイシン放出：インビトロにおける機能的バブル破壊試験）
ラパマイシン含有マイクロバブルの水性食塩水分散（１０^６〜１０^７／ｍｌ粒子濃度）がＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）（ＵＳＡ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ， Ｏｃａｌａ， ＦＬ）内に１０ｍｌの体積で入れられる。我々は、細胞培養研究用に記述された条件で超音波によってバブルを破壊し、ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）からマイクロバブル粒子を除去し、残留マイクロバブルが（それが存在する場合には）サンプルから除去されることになることを証明するべくそれらを遠心浮遊にかける。次に、我々は、上述された通りのＨＰＬＣ技法によって、バブルのない下澄液中のラパマイシンの定量化を遂行する。

（マイクロバブルへの抗ＶＣＡＭ−１抗体の付着）
マイクロバブル表面への抗ＶＣＡＭ−１抗体の結合が、［９１］記載されているストレプトアビジン結合技法によって遂行される。手短に言えば、マイクロバブルの製作の間に、２ｍｏｌ％のビオチン−ＰＥＧ３４００−ホスファチジルエタノールアミンが脂質混合物に添加される。他の抗体のために以前に記載されている通り［８０、９８］、マイクロバブル表面へのビオチン化抗ＶＣＡＭ−１抗体の結合のためにストレプトアビジン架橋法が適用される。抗体分子のビオチン化は、ＤＰＢＳ緩衝液中でビオチンＮ−ヒドロキシスクシンイミドエステル試薬を用いてｐＨ７．５において遂行される。抗体ビオチン化の程度は、以前に記載されている通り、ＨＡＢＡ検定を用いて調べられる［例えば、Ｋｌｉｂａｎｏｖ［８０］］。抗体−ｔｏ−ビオチン−ＮＨＳの調整によって、１抗体当たり約１ビオチンのインキュベーション比のカップリングが達成されることになる。ビオチン化が抗体を不活性化しないことを確認するために、ＶＣＡＭ−１抗原に対するＥＬＩＳＡ試験が用いられる。ストレプトアビジン−バブル（１０^９／ｍｌ）が、ビオチン化抗体を用いて氷上で３０分間インキュベートされ；バケット−ロータ遠心機内での、脱気ＤＰＢＳ緩衝液を用いた３回の遠心浮遊洗浄（ｌＯＯ×ｇ、５分）によってバブルから遊離抗体分子が除去される。浮遊の繰り返しの後、抗体をコーティングされたバブルの平均サイズは通常、約２．５ｕｍとなる。粒子の９９％超は８ｕｍ未満である（粒子のサイズおよび濃度はコールター Ｍｕｌｔｉｓｉｚｅｒ Ｈｅ計器（Ｂｅｃｋｍａｎ Ｃｏｕｌｔｅｒ， Ｍｉａｍｉ， ＦＬ）を用いて測定される。１つのバブル当たりの付着抗体の量は、以前に記載されている通り、蛍光分光標識によって調べられ、通例、１つのマイクロバブル当たり約１０^５個の抗体分子がこの技法によって付着される［９８］。

図１２（Ａ）は、被検体の１つ以上の位置にある処置部位に治療を施す（ならびに、所望の場合または必要な場合には診断を行う）本発明の超音波カテーテルシステム１２０２の実施形態（または部分的な実施形態）を概略的に示す。カテーテルシステム１２０２は、複数のカテーテル、針、または管腔等の、チューブ部材１２１８あるいは他の導管またはチャンバを含み得る。カテーテル（単数または複数）は近位領域および遠位領域を有し、超音波カテーテルの遠位端部は被検体の処置部位または領域１２１０またはその近傍に進められるように適合または構成される。示されている通りのチューブ部材１２１８はいずれも複数のチューブまたは導管部材であり得、どのカテーテルまたは同様のものもその中に１つ以上の管腔を有し得ることを理解されたい。システムは、ポートまたは流路１２３３と流体結合し且つチューブ部材１２１８と流体結合したマイクロバブルリザーバ１２３２、ならびにカテーテルシステムに関連する任意の管腔、流路、コントローラまたは伝達デバイスをさらに含む。マイクロバブルリザーバ１２３２ならびにポートまたは流路１２３３は、血管、臓器、解剖構造、解剖学的チューブ状構造、または管路など等の、被検体１２１１の所望のまたは適用可能な位置１２１１にある処置部位１２１０内またはその近位に配置されるように意図されるマイクロバブルを放出するように適合される。システム１２０２は、チューブ部材１２１８（ならびに本発明の他の構成要素またはサブシステムまたは構成要素）の遠位領域（あるいは所望に応じたまたは必要に応じた他の領域）と連通した超音波エネルギー源（単数または複数）１２１２をさらに含む。超音波エネルギーは、処置部位１２１０をイメージングし、マイクロバブルを崩壊させるように適合される、またはその能力がある。例えば、マイクロバブルを破裂させるための治療用アレイ１２３６（所望に応じてまたは必要に応じて所定の超音波システム設計を含む）が（例えば、低周波数ＬＦあるいは所望に応じたまたは必要に応じた周波数で）提供される。さらに、イメージングのためのイメージング用アレイ１２３７（所望に応じてまたは必要に応じて所定の超音波システム設計を含む）が（例えば、高周波アレイＨＦあるいは所望に応じたまたは必要に応じた周波数で）提供される。さらに、超音波エネルギー源１２３８（所望に応じてまたは必要に応じて所定の超音波システム設計を含む）は、（例えば、低周波数ＬＦもしくは高周波数ＨＦ、またはそれらの組み合わせにおいて、あるいは所望に応じてまたは必要に応じて）マイクロバブル１２３４を、被検体の所望のまたは適用可能な位置１２１１にある処置部位１２１０または領域内またはその近傍に移動させるまたは輸送するための超音波放射力を提供し得る。

図１２（Ａ）をなお参照すると、システム１２０２は、（図示はされていないが）超音波エネルギー源、ならびに本発明の他の構成要素およびサブシステムに電気活性を送るように構成される制御回路網をさらに含む。さらに、マイクロバブルまたは適用媒体の移動または輸送に関して、所望のまたは必要な結果を達成するべくマイクロバブルを処置部位１２１０内またはその近傍に移動させるために、超音波力（音波）の代わりにあるいは超音波と組み合わせて機械力が提供され得る。

上述のカテーテル１２１８、マイクロバブルリザーバ１２３２、マイクロバブルポートまたは流路１２３３、超音波源（単数または複数）１２１２、ならびにコントローラは、被検体の適用可能な位置１２１１の内部に完全に配され得、被検体の位置の外部に配され得、あるいは被検体の位置の内部または外部の組み合わせに配され得ることを理解されたい。被検体の１つ以上の位置１２１１は臓器であり得る。臓器は中空臓器、中実臓器、実質組織、間質組織、および／または管路を含み得る。被検体の１つ以上の位置１２１１はチューブ状の解剖構造であり得る。チューブ状の解剖構造は血管であり得る。さらに、例えば、処置部位１２１０は、狭窄領域または血管障害を呈する任意の領域のうちの少なくとも１つを含む血管系の処置部位であり得る。さらに、例えば、処置部位１２１０は血管系の処置部位および／または診断部位であり得る。

図１２（Ｂ）は、被検体の１つ以上の位置にある処置部位に治療を施す（ならびに、所望の場合または必要な場合には診断を行う）本発明の超音波カテーテルシステム１２０２の実施形態（または部分的な実施形態）を概略的に示す。カテーテルシステム１２０２はカテーテル本体１２１８あるいは複数のカテーテル、針、導管、ハウジング、または管腔等のチューブ部材を含み得る。カテーテル（単数または複数）は近位領域および遠位領域を有し、超音波カテーテルの遠位端部は被検体の処置部位または領域１２１０またはその近傍に進められるように適合または構成される。示されている通りのカテーテル１２１８はいずれも複数のカテーテルであり得、どのカテーテルもその中に１つ以上の管腔を有し得ることを理解されたい。システムは、ポートまたは流路１２３３と流体結合し且つチューブ部材１２１８と流体結合したマイクロバブルリザーバ１２３２、ならびにカテーテルシステムに関連する任意の管腔、流路、コントローラまたは伝達デバイスをさらに含む。マイクロバブルリザーバ１２３２は１回切りのマイクロバブル投与量且つ高濃度のものであり得る。さらに、リザーバ１２３２は、所望に応じてまたは必要に応じて複数回の使用を含み得、様々な濃度を有し得る。マイクロバブルリザーバ１２３２ならびに／あるいはポートまたは流路は毛細血管サイズ以上であり得、あるいはマイクロチップ、ラボオンチップ、またはインサイチュ設計等のマイクロスケール以下であり得る。マイクロバブルリザーバ１２３２ならびにポートまたは流路１２３３は、被検体の血管または血管壁１２１１等の、所望のまたは適用可能な位置にある処置部位１２１０内またはその近位に配置されるように意図されるマイクロバブルを放出するように適合される。システム１２０２は、チューブ部材１２１８（ならびに本発明の他の構成要素またはサブシステム）の遠位領域（あるいは所望に応じたまたは必要に応じた他の領域）と連通した超音波エネルギー源１２１２をさらに含む。超音波エネルギーは、処置部位１２１０をイメージングし、マイクロバブルを崩壊させるように適合される、またはその能力がある。例えば、マイクロバブルを破裂させるための治療用アレイ１２３６が（例えば、低周波数ＬＦあるいは所望に応じたまたは必要に応じた周波数で）提供される。治療用アレイ１２３６は、回転式であるかまたは非回転式であって、放射力トランスデューサ１２３８と整列れ得る（またはそれらの任意の組み合わせの）バブル崩壊用トランスデューサを含む。さらに、イメージングのためのイメージング用アレイ１２３７が（例えば、高周波アレイＨＦあるいは所望に応じたまたは必要に応じた周波数で）提供される。イメージング用アレイ１２３７は回転式、非回転式であり得、単一素子、複数素子（あるいはそれらの任意の組み合わせ）であり得る。さらに、超音波エネルギー源１２３８は、（例えば、低周波数ＬＦもしくは高周波数ＨＦ、またはそれらの組み合わせ、あるいは所望に応じたまたは必要に応じた周波数において）マイクロバブル１２３４を、被検体の所望のまたは適用可能な位置１２１１にある処置部位１２１０内またはその近傍に移動させるまたは輸送するための超音波放射力を提供し得る。放射力トランスデューサ１２３８は細長状且つ非回転式であり得る。代替的に、形状は異なり得、それは回転もし得る。代替的に、放射力トランスデューサではなく、機械的または電気的な方式等で輸送または移動手段が実装され得る。例えば、血管壁に迅速に移動するために十分な周辺方向速度を有するバブルを放出すること。ただし、それらに限定されるものではない。

図１２（Ａ）〜（Ｂ）をなお参照すると、システム１２０２は、（図示はされていないが）超音波エネルギー源、ならびに本発明の他の構成要素およびサブシステムに電気活性を送るように構成される制御回路網をさらに含む。さらに、マイクロバブルまたは適用媒体の移動または輸送に関して、所望のまたは必要な結果を達成するべくマイクロバブルを処置部位１２１０内またはその近傍に移動させるために、超音波力（音波）の代わりにあるいは超音波と組み合わせて機械力が提供され得る。

上述のカテーテル１２１８、マイクロバブルリザーバ１２３２、マイクロバブルポートまたは流路１２３３、超音波源（単数または複数）１２１２、ならびにコントローラは、被検体の適用可能な位置の内部に完全に配され得、被検体の位置の外部に配され得、あるいは被検体の位置の内部または外部の組み合わせに配され得ることを理解されたい。被検体の１つ以上の位置１２１１は臓器であり得る。臓器は中空臓器、中実臓器、実質組織、間質組織、および／または管路を含み得る。被検体の１つ以上の位置１２１１はチューブ状の解剖構造であり得る。チューブ状の解剖構造は血管であり得る。さらに、例えば、処置部位１２１０は、狭窄領域または血管障害を呈する任意の領域のうちの少なくとも１つを含む血管系の処置部位であり得る。さらに、例えば、処置部位１２１０は血管系の処置部位および／または診断部位であり得る。

例えば図１２（Ａ）〜（Ｂ）をなお参照すると、（ならびに本願明細書において説明されている他の実施形態を参照すると、）システム１２０２は以下のことを含み得る。ただしそれらに限定されるものではない。
・イメージング用トランスデューサは走査式の単一素子またはアレイであり得る。
・走査型トランスデューサ／アレイの配向は従来型による環状型であり得る。
・ＩＶＵＳまたは長手方向（または他の）型であり得る。
・長手方向型は、ここで放射力トランスデューサのために示されているようなものであり、Ｓｉｅｍｅｎｓ ＡｃｕＮａｖ心臓カテーテルトランスデューサアレイと同様のものであり得る。
・放射力トランスデューサは単一素子、集束素子であり得る。
・それは複数の焦点選択肢のために環状アレイであり得る。
・各トランスデューサ／アレイの周波数は異なり得る。
・放射力トランスデューサは高周波数であり得る。
・イメージング用放射は高周波数であり得る。
・崩壊用放射は低周波数であり得る。
・崩壊用およびイメージング用は、一致した場所にあることができ、一方が他方の上にある。
・バブルはコンセプトとしてはポートを介して注入される。
・バブルは同じアクセスカテーテル（すなわち約２ｍｍチューブまたは所望に応じたもの）を介して自由に注入され得る。
・バブルはカテーテル先端付近に１回切りの高濃度の形態で蓄えられ得る。これは我々がより少数のバブルを用いることを可能にし得る。バブルを高濃度（すなわち低い外方拡散速度）に保つことはそれらが時間安定的となることを可能にする。
・バブルは単分散（すべて同じサイズ）であり得る。ただし、必ずしもそうでなくてもよい。
・原理的に、バブルのばらつきは選別されることができる。

図１３は、「Ｏｎ−ｃｈｉｐ ｇｅｎｅｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｉｅｓ ａｓ ａ ｐｒａｃｔｉｃａｌ ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ ｆｏｒ ｍａｎｕｆａｃｔｕｒｉｎｇ ｃｏｎｔｒａｓｔ ａｇｅｎｔｓ ｆｏｒ ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ ｉｍａｇｉｎｇ」 ｂｙ Ｋａｎａｋａ Ｈｅｔｔｉａｒａｃｈｃｈｉ， Ｅｓｒａ ^１ＴａＩｕ， Ｍａｒｊｏｒｉｅ Ｌ． Ｌｏｎｇｏ， Ｐａｕｌ Ａ． Ｄａｙｔｏｎ ａｎｄ Ａｂｒａｈａｍ Ｐ． Ｌｅｅ Ｌａｂ ｏｎ ａ Ｃｈｉｐ， ２００７， ７， ４６３−４６８の概略平面図を示す。同文献はその全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される。提供されるのは以下の軟質成形ＰＤＭＳ（シリコーン）ベースのマイクロフローチャンバである。本発明の一態様はいくつかの態様を利用し得る。本発明の一実施形態は、カテーテルの先端において容易に適合する、デバイスの部分を提供する。このアプローチは多くの特質および特徴を有する。
１．高められた融通性が外殻組成を変えることができる（すなわち場合により薬物／遺伝子積載量および濃度を「オンザフライで」）。
２．さもなければ実現不可能なバブルを可能にする。先端においてバブルを作製することは安定性問題が緩和されることを意味する。バブルは治療的送達前の数秒間存続しさえすればよい。これは、より不安定な化学組成またはより不安定なバブル（すなわち外殻／ガス）の置換を可能にし得る。現在のところ、ガスは、非常に遅い拡散速度（すなわち高い分子量）を有するものに限られている。新しい設計は新しいガスまたは少なくとも軽いガスの使用を可能にする。我々の見解では、この領域はまだしっかりと研究されていない。
３．複雑な取り扱いを必要とするバブル安定性の既存の問題が回避される。

図１３をなお参照すると、図１３はマイクロ流体流集束デバイスまたはインサイチュデバイスの概略平面図を示す。マイクロ流体デバイスは約１ｍｍ未満であり得、従って、例えばカテーテルの内部に適合することができる。矢印は液体吸入（単数または複数）およびガス吸入の流れの方向を示す。

幅および高さは必要に応じてより大きくてもよいしまたはより小さくてもよいことを理解されたい。外形および形状も変化し得る。

図１４（Ａ）は、流れ（トランスデューサおよび薬物バブルポートに対して遠位側の流れ）を一時的に止める単一の閉塞バルーンを提供する、本発明の実施形態（または部分的な実施形態）またはアプローチの概略立面図を示す。バルーンは手順の後に（または手順の最中に）解放され得（または部分的に解放され得）、薬物バブル残留物または他の媒体は規則的に流れるかまたは利用可能なだけ流れる。

図１４（Ｂ）は図１４（Ａ）に示される通りのデバイスと同様の実施形態を示すが、本発明の当実施形態またはアプローチは、流れを止め（または流れを妨げ）、内部に薬物（または適用媒体）が注入され、送達され、その後、流されて全身への送達の問題を無くすシールされた血管セクション（または部分的にシールされたセクション）を作り出す二重閉塞バルーンを提供する。当アプローチは、一方からの流入および他方における吸い出しを可能にするべく第１のものから十分離れた第２のポート（すなわちバルーンの各々の上流および下流にあり且つそれらに近接した（または所望に応じてまたは必要に応じて配置される）ポート）を含み得る。

バルーンは、当業者が入手できる（あるいは適用可能または所望の場合には部分的閉塞を提供するべく）任意の利用可能なシーリング、閉塞または遮断設計、構造、またはデバイスであり得る。

バルーン（または閉塞）が関係するカテーテルデバイスおよび関連方法の例が以下に列挙される参照文献において提供されており、それらはそれぞれその全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される．
本発明におけるマイクロフルイディクスデバイスの使用に伴う重要な実用上の問題は、吸入液体およびガスチューブとマイクロフルイディクスデバイスとの間のシールを達成することに関連する。図１５Ａ〜１５Ｅは、吸入流体およびガスチューブとマイクロフルイディクスデバイスとの間の適切且つ持続的なシーリングを促進するために提供される、本発明の種々の態様を示す。重要なことは、失敗したりまたは漏出したりすることなく内部加圧に耐えることができるシールを達成することである。

少なくとも１つの実施形態では、図１５Ａの縦断面概略図に示されるように、吸入口におけるガスコア吸入チューブ１３３５とデバイス１３３２との間のシール、ならびに液体外殻吸入チューブ１３３７とマイクロフルイディクスデバイスの液体吸入口１３３３との間のシールは、接合面の境界線の周囲の接着剤の隅肉によって提供されることができる。エポキシ類が、この課題に適した多くの接着剤の１つの種類である。用いられる材料（チューブ１３３５、１３３７およびデバイスの吸入口１３３２）の表面に依存して、マイクロフルイディクスデバイス１３３２またはチューブ材１３３５、１３３７のいずれかまたはその両方を表面処理したりまたはそれらに下塗りしたりすることが好ましい場合がある。例えば、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）チューブ材は、Ｆｌｕｏｒｏｅｔｃｈ（Ａｃｔｏｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ， Ｐｉｔｔｓｔｏｎ， ＰＡ）等のエッチング剤を用いて最もうまく下処理される。このエッチング剤は、炭素骨格からフッ素を取り去り、接着に関与する有機種であるヒドロキシル基、カルボニル基およびカルボキシル基とのその置換を促進することによって作用する。

少なくとも１つの実施形態では、ポリエチレン（ＰＥ）チューブ材が用いられる。ＰＥチューブ材は多くの供給元、例えばＰｌｙｍｏｕｔｈ Ｍｅｅｔｉｎｇ， ＰＡ， 米国のＩｎｓｔｅｃｈ Ｌａｂｓから入手できる。用いられ得るＰＥチューブ材の例としては、ＢＰＥ−Ｔ１０ＰＥ−１０チューブ材、．０１１^’’ＩＤ×．０２４^’’ＯＤ；ＢＰＥ−Ｔ２０ ＰＥ−２０チューブ材、．０１５^’’ＩＤ×．０４３^’’ＯＤ；および／またはＢＰＥ−Ｔ２５ ＰＥチューブ材、２５ｇａ適合、．０１８^’’ＩＤ×．０３６^’’ＯＤが挙げられる。ただし、それらに限定されるものではない。一般的に、臨床的観点からは、より小さいチューブ材の方が良い場合がある（すなわち小さいカテーテル外形サイズ（ＯＤ、外径）。技術的観点からは、より大きいチューブ材が好ましい（流れに対する抵抗および圧力降下を低減する）。最適設計はこれらの競合する優先度の間のトレードオフの結果となる。

マイクロフルイディクスデバイスは多くの論文（本願明細書において言及され、援用されるＨｅｔｔｉａｒａｃｈｃｈｉの論文を含む）に記載されている。Ｓｔａｎｆｏｒｄ Ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃｓ Ｆｏｕｎｄｒｙが、自動コンピュータ支援設計（ａｕｔｏｍａｔｅｄ ｃｏｍｐｕｔｅｒ ａｉｄｅｄ ｄｅｓｉｇｎ、ＡＣＡＤ）による設計が受け取られ、エッチングされたシリコンウェハが送達され、これらがポリジメトリシロキサン（ｐｏｌｙｄｉｍｅｔｈｌｙｓｉｌｏｘａｎｅ、ＰＤＭＳ）注型のためのモールドとして用いられるというサービスを提供している。

シーリングプロセスのために用いられることができる接着剤は数多くある。用いられることができるエポキシの１つの非限定例は、Ｌｏｃｔｉｔｅ，７６３０ Ｗ． ７８ｔｈ Ｓｔｒｅｅｔ， Ｂｌｏｏｍｉｎｇｔｏｎ， ＭＮ ５５４３９によって販売されているＨｙｓｏｌ ＲＥ２０３９／ＨＤ３０５１である。ＰＤＭＳは必ずしも常に（基板として）良く接着するわけではないので、時には、プラズマ炉を用いて表面を活性化することが好ましいことがある。

図１５Ｂは、チューブ１３３５、１３３７とマイクロフルイディクスデバイスの対応する吸入口１３３３との間の接合面面積を増すために細長状挿入凹部１３４５、１３４７が提供される実施形態を示す。加えて、各凹部１３４５、１３４７は、構成要素間の接合面面積をなお一層増すとともに、構成要素間の摩擦を増すために、対応するチューブ１３３５、１３３７の断面形状を変形させる（例えば、「締めつける」）ようなサイズになされることができる。図１５Ｄは、未変形形態におけるチューブ１３３５および１３３７の略円形の断面形状を示す。図１５Ｅは、それぞれ凹部１３４５または１３４７への挿入によって変形させたチューブ１３３５または１３３７の断面形状を示す。少なくとも１つの実施形態では、隅肉を用いず凹部１３４５、１３４７を利用することによってシールの強化が提供され得ることにさらに留意されたい。

図１５Ｂは、入口凹部１３４５、１３４７を変形させることおよび接着剤隅肉１３３９の両方が用いられる実施形態を概略的に示す。入口点において、チューブ１３４５、１３４７は平坦化され、横寸法はより広くなり、高さ寸法は小さくなる。

図１５Ｃは、マイクロフルイディクスデバイス１３３２の全体構造が、出口ポート１３３３を除き、マクロチャンバ１３５０の内部に設置される実施形態を示す。マクロチャンバ１３５０はそれ自身、チャンバ１３５０の外部の圧力よりも大きい圧力に加圧され、必ずしも常にというわけではないが、好ましくは、マイクロフルイディクスデバイス１３３２の内部に近いまたはおおよそそれと同じ圧力に加圧する。こうすることで、マイクロフルイディクスデバイスに入る接合面間（１３３５と１３４５との間、および１３３７と１３４７との間）の差圧はゼロに近づくか、または少なくとも、加圧されたマクロチャンバ１３５０が用いられないとした場合よりも大幅に小さくなる。本例では、内部圧力は２ＡＴＭである（ただし、それは任意の圧力とすることができ、目的が、バブル生産速度を増すことであれば、はるかにより高くてもよい）。本アプローチの利点は、マクロスケールのチャンバ上の方がマイクロスケールのチャンバ上よりも高圧力接合を達成するのが簡単であることである。ただしそれらに限定されるものではない。さらに、チューブ１３３５’および１３３７’は、必ずしも常にというわけではないが、その対応するチューブ１３３５、１３３７より大きいスケールのものであり得る。より大きいチューブが用いられると、これは、隅肉１３３９’によって接合されるべきより広い接合面面積を提供する。

（代替のマイクロフルイディクスデバイス材料）
デバイス１３２の一実施形態は、Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ Ｓｙｌｇａｒｄ １８４ポリ（ジメチルシロキサン）（ＰＤＭＳ）等の軟質のゴム様材料を用い得る。この材料はシリコン、ガラスまたはＳＵ８フォトレジストフィーチャからの成形がしやすい。しかし、高圧力に曝されると、それは破れてしまう場合がある。従って、代替の材料が適切であり、種々の実施形態のために実装され得る。これらの材料としては、シリコン、ガラス（全形態、ソーダ石灰、ホウケイ酸塩等）およびＳＵ８等のフォトレジスト／ポリマーが挙げられ得る。他のポリマー類（ポイメチルメタクリラート（ｐｏｙｍｅｔｈｙｌｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ、ＰＭＭＡ）等）も可能である。これらの後者の材料の或るものは、より複雑なデバイス形状形成を必要とすることになる。例えば、シリコンは化学エッチング、反応性イオンエッチング（ｒｅａｃｔｉｖｅ ｉｏｎ ｅｔｃｈｉｎｇ、ＲＩＥ）またはレーザマイクロマシニングを必要とする場合がある。本発明はデバイス形成の特定の材料または方法に特化するものではない。

（代替のガスコア材料）
Ｃ_４Ｆ_１０は、外殻を通し取り囲んでいる水ベースの媒体にコアから入るその拡散速度が非常に低い故に、商業生産されている超音波マイクロバブルにおいて最も普及しているガスコアである。Ｃ_４Ｆ_１０の場合でさえ、いくらかの拡散がなお存在し、これは、収容バイアル内において、造影剤の上方の上部空間をＣ_４Ｆ_１０が飽和充填したマイクロバブルの長期貯蔵を示唆する。しかし、使用直前にマイクロバブルが形成されるという本発明の種々の実施形態の状況では、長寿命は問題とならない場合がある。実際、体内における短い寿命が大きな利点となる場合がある。例えば、我々は、バブルが所望の治療区域から逃げてしまう場合に急速溶解する空気充填マイクロバブルを用いることを構想している。急速溶解するマイクロバブルを用いることによって、我々は肺内等の所望されない下流の塞栓のリスクを軽減することができる。不安定なバブルを用いるアプローチは、はるかにより大きなバブル（１０〜２０μｍの範囲内等）の使用を可能にする場合もある。我々は、より大きいバブルは、超音波によって誘発される分裂のプロセス中の血管壁内へのより高い浸透によって、より大きな治療効果をもたらすことを述べた。

（外殻材料の変更）
外殻液の粘度を高めることは、生産されるバブルの寸法を小さくする効果がある（他の変数はすべて一定に保たれる）。この効果を達成するために種々の外殻液体添加物が考えられる。このようなものとしては、スクロース、グリセロールおよびデキストランが挙げられる。加えて、場合によっては、外殻液の粘度の熱依存性を利用することによって外殻の粘度を変更することが可能である。例えば、ペルチェ効果デバイスが、マイクロスケール、またはマイクロスケールに近いスケールの局所冷却を提供するために用いられ得る。マイクロフルイディクスデバイスを冷却するためのペルチェ効果は、Ｍａｌｔｅｚｏｓ、他、^’’Ｔｈｅｒｍａｌ ｍａｎａｇｅｍｅｎｔ ｉｎ ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃｓ ｕｓｉｎｇ ｍｉｃｒｏ−Ｐｅｌｔｉｅｒ ｊｕｎｃｔｉｏｎｓ，^’’ Ａｐｐｌ Ｐｈｙｓ Ｌｅｔｔ， ｖｏｌ． ８７， ｐｐ． １５４１０５（１−３）， ２００５によって記載されている。同文献はその全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される。Ｍａｒｌｏｗ Ｉｎｄｕｓｔｒｉｅｓ（Ｄａｌｌａｓ， ＴＸ）がマイクロエレクトロニクス業界用のペルチェベースのサーモクーラを供給している。ＮＬ１０１０Ｔ−０１等のデバイスが、マイクロフルイディクスデバイスを冷却する目的のために適合されることができる（しかし、この特定の品番は、ほとんどの場合に適合性のあるカテーテルではないだろう）。

（ＯＣＴカテーテルベースのイメージング）
少なくとも１つの実施形態では、本発明は、一方の管腔は既存のカテーテルの通路専用である二重管腔カテーテルを含み得る。好ましくは、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージング用カテーテルである。ＬｉｇＭａｂ ＬＬＣが、Ｈｅｌｉｏｓ閉塞カテーテルおよびＩｍａｇｅＷｉｒｅ ＯＣＴイメージング用カテーテルと呼ばれるＯＣＴカテーテルシステムを開発した。ＯＣＴ／ＩＶＵＳと薬物／遺伝子のジョイント送達システムの実装は、専用超音波カテーテルを作り出すとことになり、専用超音波カテーテルは、適切なサイズになされたカテーテルチューブ（直径約１ｍｍのサイズになされる等）の先端付近に搭載される治療用単一素子であって、該圧電セラミックの単一素子の頂部および底部へのワイヤを有する素子を含むであろう。超音波カテーテルは、また、食塩溶液中のマイクロバブルのカテーテルの全長を通る通路を提供する管腔およびポートと、超音波素子に対して近位の血管内への出口とを有する必要があろう。ＩｍａｇｅＷｉｒｅ ＯＣＴイメージング用カテーテルが、接着剤（エポキシ等）を用いて、超音波カテーテルに接合される。ＩｍａｇｅＷｉｒｅは、Ｈｅｌｉｏｓ閉塞カテーテルと連動させて、通常のＯＣＴの使用法によるのと同様に用いられることができる。ＯＣＴ走査の間、超音波素子１４１２ならびに（マイクロバブル管腔１４３３および放出ポート１４３４を介した）バブル注入は、ＯＣＴイメージングに応答してユーザがスイッチを入れるのに従って、有効になっている。ＯＣＴの円周方向視野の一部は超音波カテーテルによって隠される場合があるが、死角は、カテーテルの対を回転させることによって回避されることができる。図１６の概略図では、ＯＣＴカテーテル１４５０は超音波カテーテル１４１７の管腔１４２０の内部に搭載されている。画像平面（円周方向）は超音波治療区域に対して横方向に（遠位方向に）オフセットされている。理想的には、ＯＣＴ画像平面のオフセットは、超音波デバイス／トランスデューサ１４３８とカテーテル１４１７の端部との間の物理的距離１４２２を最小化することによって最小になり、従って、ＯＣＴカテーテル１４５０の最近位側の有効なイメージング平面はわずかに約１ｍｍオフセットされるだけになる。代替的に、ＯＣＴ平面は超音波カテーテルの内部にあることができるが、この場合には何らかのイメージングアーチファクトが生じ得る。

（ガスおよび流体送達機構の単純化）
本発明によって開示されている通りのマイクロバブル発生用マイクロフルイディクスを含む統合カテーテルシステムでは、マイクロフルイディクスデバイス１３３２へのガスおよび外殻流体の送達のために提供される構造を単純化するための種々の実施形態が提供される。図１７Ａは、マイクロフルイディクスデバイス１３３２が、カテーテル１７２０内の、カテーテルシステム１７０２の遠位端部内に収容される一実施形態を概略的に示す。図１７Ａ〜１７Ｃの３つのすべての実施形態において、マイクロフルイディクスデバイス１３３２はカテーテルの遠位先端内に設置されている。それにより、射出ポート１３３３はカテーテル１７２０の遠位端１７０６の開口部１７０４に接するので、射出ポート１３３３はマイクロバブル１３３４をシステム１７０２から直接射出する。例えば、射出されたバブルは自由に流れてデバイス１３３２／射出ポート１３３３から出、カテーテル１７２０および血管の中心軸付近でカテーテル管腔１７０４から出て血流に入り得る。ただし、ここに記載されている機構は、図１７Ａ〜１７Ｃに示されている態様の遠位先端におけるデバイス１３３２の設置に限定されるものではないことに留意されたい。なぜなら、デバイス１３３２は遠位先端の近位に据えられることができようし、射出ポート１３３２はカテーテルチューブ材１７２０の側面の開口部と接するように構成され得、あるいはチューブを介して、開口部１７０４、またはカテーテルチューブ材１７２０の側壁の開口部に接続され得るからである。

図１７Ａでは、細いチューブ材１３３５、１３３７は、図１５Ａに関して上述されたものと同様の様式でマイクロフルイディクスデバイス１３３２のガス投入ポート１３５５および液体外殻投入ポート１３５７に接合する。ただし、これらの接合部は、代替的に、図１５Ｂ〜１５Ｅに関して上述された他のいずれかの様式で作られ得る。かくして、図１７Ａに示されている実施形態においては、マイクロフルイディクスデバイス１３３２に３本のチューブ（ガス用の１本のチューブ１３３５および２つの液体（外殻）投入ポート１３５７用の２本のチューブ１３３７）が接続される。

図１７Ｂは、マイクロバブルを生産するためにマイクロフルイディクスデバイスに材料供給するべくカテーテルシステムのカテーテル１７２０を通じてガスおよび液体を輸送するために必要な構造を単純化するシステム１７０２’の一実施形態を概略的に示す。図１７Ｂでは、マイクロバブルのガス相を運搬するチューブ１３３５が外側のカテーテル１７２０内に封入されている。それ故、チューブ１３３５は、例えば図１５Ａ〜１５Ｅに関して上述された技法のいずれかに従って、ガス投入ポート１３５５と接合し、それとのシールを形成する。カテーテルシース１７２０の内壁とチューブ１３３５の外壁との間に規定される空間は、液体（外殻）相を運搬し、液体投入ポート１３５７を通じてデバイス１３３２に送達するために用いられる。それ故、ポート１３５７は、カテーテルシース１７２０の内壁とチューブ１３３５の外壁との間に規定される空間と流体結合している。この変更は、ガスおよび液体を送達するために必要なチューブの数を３本から１本に減らす。同様に、必要なシールは３つではなく、１つだけになる。

図１７Ｃは、マイクロバブルを生産するためにマイクロフルイディクスデバイスに材料供給するべくカテーテルシステムのカテーテル１７２０を通じてガスおよび液体を輸送するために必要な構造を単純化するシステム１７０２^’’の一実施形態を概略的に示す。図１７Ｃでは、２本のチューブ１３３７が外側カテーテル１７２０内に封入されており、これらの２本のチューブ１３３７は液体（外殻）相をマイクロフルイディクスデバイス１３３２に運搬する。それ故、チューブ１３３７は、例えば図１５Ａ〜１５Ｅに関して上述された技法のいずれかによって、それぞれの流体投入ポート１３５７と接合し、それとのシールを形成する。カテーテルシース１７２０の内壁とチューブ１３３７の外壁との間に規定される空間は、ガス相を運搬し、ガス投入ポート１３５５を通じてデバイス１３３２に届けるために用いられる。それ故、ポート１３５５は、カテーテルシース１７２０の内壁とチューブ１３３７の外壁との間に規定される空間と流体結合している。この変更は、ガスおよび液体を送達するために必要なチューブの数を３本から２本に減らす。同様に、必要なシールは３つではなく、２つだけになる。

図１７Ｂの実施形態が現在は好ましい。なぜなら、ガス相は通常の使用では通例、相当な圧力がかけられているが、一方、液体相は制御された流量の下であり、より低圧であり得るからである。同様に、上述されたように、図１７Ｂの実施形態の方が、チューブ／デバイスの接合部の総数を３つから１つに減らすので、より単純になる。

本発明によるカテーテルシステムが用いられ得ると提案されている血管のいくつかは、拍動性の高い血流（すなわち、冠動脈および頸動脈血管）を含み、それらはどちらも、吐出している心臓の左側から非常に短い距離にある。吐出中（心収縮期）の血流は数十センチメートル毎秒になり得るため且つ、左心室（ｌｅｆｔ ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ、ＬＶ）の収縮と収縮との間（すなわち心拡張期）の血流は非常に低い（ほぼゼロ）ため、マイクロバブルの輸注のペースを心周期に合わせて調整することが有利である場合がある。これを達成するための実際のカテーテル実装はいくつかの形態をとり得る。

１つの形態は連続したバブル流路管腔１８３３を用いる。図１８を参照されたい。使用前に、マイクロバブル流路１８３５は（標準的な注入液手順によって）食塩水中のマイクロバブル１８３３を充填される。カテーテル遠位端１８０６は患者血管に挿入され、関心のある領域（例えば冠動脈血管）に通される。近位端部１８０８は、食塩水中のマイクロバブル１８３３を含むシリンジ１８６０に接続され、シリンジ１８６０は、流れをパルス駆動することができるシリンジポンプ１８６２に嵌められる。シリンジポンプは当技術分野において周知であり、それらの多くは、適切に整合されたインターフェース（ＵＳＢ、ＧＰＩＢまたはＲＳ２３２Ｃ等）を介したコンピュータ制御の能力がある。Ｈａｒｖａｒｄ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓが研究用等級のシリンジポンプの著名なサプライヤである。この構成は、大体積且つ多数の利用可能なバブルがある場合にはうまく機能する。なぜなら、シリンジおよびカテーテル管腔の両方の有限容量によって失われるバブルの割合は、カテーテル先端から排出される量に対して大きいからである。

拍動吐出が用いられる実施形態では、論理的には、ペース調整信号は、患者の心拍のＥＣＧ検知による従来のＥＣＧ波形捕捉と、捕捉および変換モジュール１８７０によるペース調整信号への変換とを介する。通例、Ｒ波は容易に検出可能であり、これは心収縮期に先行する。ＥＣＧのＲ波のピークとマイクロバブル１８３３のボーラス注入のための最適時間との間の遅延は、心拍数、および心臓に対する血管の位置の関数である。いずれにせよ、検出されたＲ波とボーラス吐出をする時間との間の遅延は実験的に決定されることができ、論理的には、Ｒ−Ｒ間隔の或る割合と記述される（それ故、変化する心拍数に対応する）。ここで、該割合は血管の位置に依存する。コントローラ１８（コンピュータであり得、少なくとも１つのプロセッサを含む）は、Ｒ波信号の受信の時刻にマイクロバブルが送達されている位置に最も密接に対応する遅延時間をプラスしたものから導かれる時刻に、ポンプ１８６２によるボーラス輸注を制御するために、ルックアップテーブルを用いて、実験的に決定された遅延係数を含め得る。代替的に、または加えて、コントローラ１８００は、ルックアップテーブル内に格納されている遅延時間の間を補間してもよいし、あるいはマイクロバブル１８３３が送達されるべき標的の位置（およびまたは心臓からの標的の距離）のユーザ入力に基づいて遅延時間を算出してもよい。トランスデューサアレイ１８１２は、以前に記載されている通りの様式で動作する。制御配線１８１４は、コントローラ１８００によるトランスデューサ動作の制御のために、トランスデューサアレイ１８１４から延在し、カテーテル１８２０の近位端部１８０８を出てコントローラ１８００に電気接続され得る。拍動吐出制御のためのこれらの特徴は、図１８に関して記載され図示されているが、例えば図１９Ａの実施形態等の、拍動吐出または流れを用いる他の実施形態において用いられることができる。

別の実施形態では、マイクロバブル１８３３はカテーテルの遠位端部内で形成され得る。例えば、図１９Ａの実施形態では、マイクロバブル１８３３はマイクロフルイディクスデバイス１３３２の射出ポート１３３３から連続的に射出され、チューブ１９３７内に蓄積し、最終的に管腔１９３５に流入する。図１８に示されているものと同様の機構、または心拍にタイミングを合わせられた拍動性の様式で食塩水を吐出するように制御されることができる何らかの他の外部ポンプ機構であり得る外部ポンプ（不図示）が管腔１９３５と流体結合し、上述されているのと同様の拍動性の様式でそこを通じて食塩水を吐出するように構成されている。ポンプのパルス毎に、拍動する食塩水はマイクロバブル１８３３のボーラス１９３３をカテーテル１９２０のポート１９０４に向かって駆動し、そこでそれらは標的に向かって射出される。マイクロバブル１８３３は、拍動吐出源に接続された生理食塩水フラッシュを用いて、拡張期の間に、図１９Ａに示されるようにボーラス１９３３の形でカテーテル１９２０から流し出される。

図１９Ｂは、マイクロポンプ１９５０がカテーテル１９２０自体の内部に、好ましくは、ただし必ずしも必要であるわけではないが、カテーテルの遠位端部内に、収容される一実施形態を概略的に示す。マイクロポンプ１９５０はカテーテル１９２０の管腔１９３５と流体結合しており、そこに射出する。カテーテル１９２０の（近位側の）外部の加圧食塩水源（不図示）がマイクロポンプ１９５０と流体結合しており、そこに食塩水の定常流を提供する。マイクロフルイディクスデバイス１３３２は、図１９Ｂの実施形態に関して上述されたのと同じ様式で動作し、同じ様式で接続される。マイクロポンプ１９５０は食塩水の加圧パルスを射出し、図１８に関して上述されたのと同じ様式で患者の心拍にタイミングを合わせられ、制御され得る。マイクロポンプ１９５０のパルス毎に、拍動する食塩水はマイクロバブル１８３３のボーラス１９３３をカテーテル１９２０のポート１９０４に向かって駆動し、そこでそれらは標的に向かって射出される。マイクロバブル１８３３は、マイクロポンプ１９５０によって提供される食塩水の加圧パルスによって、拡張期の間に、図１９Ｂに示されるようにボーラス１９３３の形でカテーテル１９２０から流し出される。

図１９Ｃは、マイクロポンプ１９５０がカテーテル１９２０自体の内部に、好ましくは、ただし必ずしも必要であるわけではないが、カテーテルの遠位端部内に、収容される一実施形態を概略的に示す。本実施形態では、マイクロポンプ１９５０はカテーテル１９２０の管腔１９３５と流体結合しており、そこに射出する。カテーテル１９２０の（近位側の）外部の加圧食塩水源（不図示）がマイクロポンプ１９５０と流体結合しており、そこに食塩水の定常流を提供する。加えて、本実施形態では、図示のように、マイクロフルイディクスデバイス１３３２は１９３７および１９３５を経由してマイクロポンプ１９５０にマイクロバブルを投入する。好ましくは、マイクロバブル１８３３はマイクロポンプ１９５０に連続的に投入されるが、いずれ場合でも、マイクロバブル１８３３は、マイクロポンプのパルス毎のボーラス１９３３を形成するために十分に蓄積する。マイクロポンプ１９５０はパルス毎に食塩水の加圧パルスにマイクロバブル１８３３のボーラスをプラスしたものを射出し、図１８に関して上述されたのと同じ様式で患者の心拍にタイミングを合わせられ、制御され得る。マイクロポンプ１９５０のパルス毎に、マイクロバブル１８３３のボーラス１９３３はカテーテル１９２０のポート１９０４に向かって駆動され、そこでそれらは標的に向かって射出される。マイクロバブル１８３３は、マイクロポンプ１９５０によって提供される加圧パルスによって、拡張期の間に、図１９Ｃに示されるようにボーラス１９３３の形でカテーテル１９２０から流し出される。

図１８および１９Ａの実施形態において用いられるもの等の外部ポンプは、図１８に示される通りのシリンジ１８６０およびシリンジポンプ１８６２であり得、問題となる高い血流速度が生じる心周期のその部分の間の吐出が避けられる。次に、このプロセスは連続的なＥＣＧ Ｒ波サイクルで繰り返され、毎回、収縮期の間、マイクロバブルを蓄積し、拡張期の間、ボーラスを放出する。

用いられる拍動吐出は多くの形態をとることができる。例えば：Ｋａｎｄａｒｐａ、他、^’’Ｆｏｒｃｅｆｕｌ ｐｕｌｓａｔｉｌｅ ｌｏｃａｌ ｉｎｆｕｓｉｏｎ ｏｆ ｅｎｚｙｍｅ ａｃｃｅｌｅｒａｔｅｓ ｔｈｒｏｍｂｏｌｙｓｉｓ： インビボ ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｎｅｗ ｄｅｌｉｖｅｒｙ ｓｙｓｔｅｍ^’’． Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ． １９８８ Ｓｅｐ； １６８（３）： ７３９−４４． ＰｕｂＭｅｄ ＰＭＩＤ： ３４０６４０３（その全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される）は、プランジャを、ゴムＯリングを有する金属シリンダと置換することによってシリンジが変更されている方法を記載している。プランジャは、ロッドを介して、ステッパモータによって駆動されるホイール上に偏心して取り付けられたカップリングに接続される。ステッパモータはコンピュータ制御を介して拍動性の様式で進められ得、コンピュータは入力トリガ信号としてＥＣＧを受信する。例えば比例・積分・微分（ｐｒｏｐｏｒｔｉｏｎａｌ−ｉｎｔｅｇｒａｌ−ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ、ＰＩＤ）制御を用いるＤＣサーボモータ等の代替のモータおよびモータ制御が可能である。

限定的な拍動機能の能力を持つであろう（すなわち拡張期の間、アクティブとなるように設計される）マイクロフルイディクススケールのポンプの追加的な説明が以下の文献に見いだされ得る。例えば、Ｍａｉｌｌｅｆｅｒ、他、^’’Ａ ｈｉｇｈ− ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ ｓｉｌｉｃｏｎ ｍｉｃｒｏｐｕｍｐ ｆｏｒ ｄｉｓｐｏｓａｂｌｅ ｄｒｕｇ ｄｅｌｉｖｅｒｙ ｓｙｓｔｅｍｓ^’’， Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ ＭＥＭＳ ’０１， Ｉｎｔｅｒｌａｋｅｎ， Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄ， ２１−２５ Ｊａｎｕａｒｙ ２００１， ｐｐ． ４１３−４１７（その全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される）。マイクロポンプの別のソースがＸＡＶＩＴＥＣＨ（登録商標） Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｔ Ｐｕｍｐｓによって提供されている。ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｘａｖｉｔｅｃｈ．ｃｏｍ／ｎｅｗｓを参照されたい。理想的には、マイクロポンプはマイクロバブル形成デバイスの直近に設置されるが、マイクロポンプは、冠動脈内カテーテルが通例、より幅広になるいくらか上流（すなわち遠位数ｃｍにおける１ｍｍ以下とは対照的に約２ｍｍの直径になる）にあり得る。いずれにせよ、ポンプへの吸入は生理的無菌食塩水である。マイクロフルイディクスデバイスはポンプの吐出側内にバブルを排出する（ポンプはかなり遠方に離れている場合があり得るすなわち１ｍｍ未満ないし数ｃｍのレンジ）。マイクロバブルは吐出側に蓄積する。拍動吐出動作の間、ポンプは、マイクロバブル／食塩水懸濁液をフラッシュする食塩水のボーラスをカテーテルのマイクロバブルポートに向けて外方向に排出する。バブルを製造するためにマイクロフルイディクスのアプローチを用いない場合には、マイクロバブルは、上述された通りに、カテーテルを経由してポンプの吐出側に供給されることができる。代替的に、マイクロバブルはカテーテルの全長全体にわたって食塩水懸濁液中にあり、マイクロポンプの吸入口および吐出口を通過する。この場合には、ポンプ動作の間に生じる内部圧力について配慮がなされなければならない。実際に、これはバブル集団の一部を破壊する効果を有する場合があり、この効果は、ロバストなバブル設計（例えばポリマー外殻バブル）を用いることによって、またはおおよそ既知の割合がポンプ内で失われることになることを見込んで初期濃度を単に高めることによって、緩和され得る。

（薬物／遺伝子送達を向上させるための追加の機構）
（エレクトロポレーション）
エレクトロポレーションは、（インビトロまたはインビボにおいて）標的細胞間に中程度のＡＣまたはＤＣ電場を印加することを含む。本発明の少なくとも１つの実施形態によれば、エレクトロポレーションは集束超音波の増強において任意選択的に（代用としてではなく）用いられ得る。集束超音波とエレクトポレーション（ｅｌｅｃｔｏｐｏｒａｔｉｏｎ）との間の相互作用は完全には理解されていない−しかし、それは非線形プロセスである可能性が最も高い。これは一方または他方が他方に対する触媒となり得ることを意味する（あるいは、各々、実際は独立に機能するのかもしれない（最低限すでに分かっているところでは））。Ｌｉｕが最近、１５〜３０Ｖ／ｃｍの範囲内の６０Ｈｚ ＡＣ電場対パルスＤＣ電場（すなわち論理的には安全と考えられ得る非常に低い電場の強さ）の相対的利点に関する結果を示している。Ｌｉｕ、他、^’’Ｓｉｎｅ−ｗａｖｅ Ｃｕｒｒｅｎｔ ｆｏｒ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｔ ａｎｄ Ｓａｆｅ Ｉｎ Ｖｉｖｏ Ｇｅｎｅ Ｔｒａｎｓｆｅｒ，^’’ Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｔｈｅｒａｐｙ： Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｏｆ Ｇｅｎｅ Ｔｈｅｒａｐｙ， ｖｏｌ． １５， ｐｐ． １８４２−１８４７， ２００７を参照されたい。同文献はその全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される。

本発明の一実施形態の状況では、エレクトロポレーションは、カテーテルの動作領域の表面に細線１４６０（図１６）を導入することによって達成され得る。論理的には、これらは、長手方向に配向され１〜４ｍｍの距離にわたり延在するワイヤのセットとして構成され、それらは、ワイヤの対の間に電場を提供するように交互に接続され得る。例えば、「＋」、「−」と交互に配列され、各極性のものが４本ずつある、合計８本の長手方向に配列されたワイヤがあり得る。ワイヤは細い銅製の単一の撚線であり、好ましくは、金等の非酸化性金属を用いてめっきされ得、または（エレクトロニクス業界において広く用いられているように）構造は、「フレックス回路」上のフォトリソグラフィを用いて形成されることができる。フレックス回路（軟質プラスチック（例えばポリエステル）薄型基板上の銅めっきを含む）を用いて電極を形成することによって、結果として生じる構造は、扁平なフォームファクタでフォトリソグラフィおよび現像を遂行することによって形成されることができ、その後、デバイスは巻かれ、所望の、間隔をとって配された長手方向の電極を有する円筒形を形成することができる。これらのワイヤは電源、好ましくは、１０〜９０Ｈｚないし１ＭＨｚの範囲で動作するＡＣ電源に接続される。現在、いくらかのエレクトロポレーション強化を提供するためには、６０Ｈｚで十分であり、１５〜３０Ｖ／ｃｍが適切且つ安全な電場であると考えられている。

（局所的組織加熱）
標的組織への薬物／遺伝子送達を向上させるために局所的組織加熱が用いられることができる。Ｇａｏ、他、^’’Ｉｎｔｒａｖａｓｃｕｌａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ／Ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｍａｙ Ｅｎｈａｎｃｅ Ｇｅｎｅ Ｔｈｅｒａｐｙ ｆｏｒ Ｐｒｅｖｅｎｔｉｏｎ ｏｆ Ｉｎ−ｓｔｅｎｔＮｅｏｉｎｔｉｍａｌ Ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ，^’’ Ａｃａｄ． Ｒａｄｉｏｌ．， ｐｐ． ５２６−５３０， ２００６、および、Ｙａｎｇ、他への米国特許第７，４２２，５６８号（両文献はその全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される）は、ガイドワイヤが無線周波数（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ、ＲＦ）電源に取り付けられる変更されたカテーテルを記載している。ＲＦ信号は通例、ｌ〜３ＧＨｚの範囲内である（ただし、より低い周波数（２００ＭＨｚ前後等）が用いられることができる）。有効性を高めるには中程度の温度上昇が必要とされるだけであることが見いだされている。一般的に、加熱は、薬物／遺伝子送達のための単独方法であるよりは、薬物／遺伝子送達を強化することが観察される。すなわち、加熱は、エレクトロポレーションまたは集束超音波／マイクロバブルと組み合わせて最もうまく用いられると考えられる。Ｇａｏの論文およびＹａｎｇの特許の内容は、ＲＦベースの加熱を実装するために必要な技術の詳細な概説（いくつかの設計およびモデル化の詳細を含む）を提供し、これらの参照文献は本文書において参照により援用される。

（説明された種々の実施形態または部分的な実施形態に、全体的にまたは部分的に（任意の順列で）実装され得る特質および特徴）
本発明の一実施形態またはアプローチは、イメージングおよび治療の両方を提供する二重用途ＩＶＵＳを提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、ラパマイシンバブル（および治療効果を有する他の薬物、主として抗増殖性（ただし他のものであリ得る）。一方の薬物が、第２の薬物がより高い有効性をもって作用するように組織を事前調整する等の２種の薬物使用を含む）を提供する。

（遺伝子バブル）
本発明の一実施形態またはアプローチは、組み合わせてまたは独立に、遺伝子発現を１つまたは複数の細胞型に特異的に向かわせる細胞特異的プロモータコンストラクトの利用を提供する。このようなものとしては、内皮細胞特異的プロモータ（例えばＴｉｅ−２、ｅＮｏｓ）、平滑筋細胞特異的プロモータ（例えばＳＭＭＨＣ、ＳＭアルファ−アクチン、ＳＭ２２−アルファ、ミオカルディン）、マクロファージ（例えばｍａｃ−１）、およびプロモータの抑制を制限し活性を高めるために特定のｃｉｓ ＤＮＡ塩基配列を突然変異させることによって変更されたこれらの遺伝子のプロモータが挙げられる。ただし、それらに限定されるものではない。一例は、プロモータをすべての平滑筋細胞表現型において活性状態にする、ＳＭ２２ａプロモータにおけるＧ／Ｃ突然変異であろう（例えば、Ｗａｍｈｏｆｆ、他、Ｃｉｒｃ Ｒｅｓ， ２００４）。ただし、それに限定されるものではない。組織選択的プロモータの支配を受ける遺伝子としては、ｐ２１、ｐ５３、ＫＬＦ４等の抗増殖遺伝子、およびＰＣＮＡ等の増殖遺伝子が挙げられる。ただしそれらに限定されるものではない。１つのシナリオでは、再内皮化を促進するために増殖遺伝子を内皮細胞に向かわせ、再狭窄を防ぐために抗増殖遺伝子を平滑筋に向かわせる。

本発明の一実施形態またはアプローチは、分子標的化バブル（ＶＣＡＭ−１、血小板内皮細胞接着分子（Ｐｌａｔｅｌｅｔ Ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌ Ｃｅｌｌ Ａｄｈｅｓｉｏｎ Ｍｏｌｅｃｕｌｅ、ＰＥＣＡＭ）、等）を提供する。標的化はバブルの診断的または治療的利用（あるいはその両方）の状況で行われ得る。内皮表面上の分子マーカーを用いる任意の疾患であるべき標的化。例えば、アテローム性動脈硬化プラーク（「不安定プラーク」を含む）のためのＶＣＡＭ−１または癌に関連付けられる血管形成術のためのα_ｒａβ_３。

本発明の一実施形態またはアプローチは、放射力およびバブル（多くの場合、長いパルスバーストを含む、ただし必ずしも必要であるわけではない）を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、上流に薬物バブル送達ポートを有するＩＶＵＳカテーテルを提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、複数あり、環帯を形成する薬物送達「ポート」を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、機械走査式単一素子トランスデューサ（機械的走査が領域の踏破を達成する）を提供する。本発明の一実施形態またはアプローチは、フェーズドアレイトランスデューサ（サイドファイヤ型／環状ファイヤ型）を提供する。フェーズドアレイはイメージングおよび治療のために用いられ得る。

本発明の一実施形態またはアプローチは、トランスデューサ素子の組み合わせ（高パワー／低周波数、低パワー高周波数）を提供する。本発明の一実施形態またはアプローチは、異なる形式の異なるトランスデューサ素子（例えばフェーズドアレイのイメージング用 プラス 走査式単一素子の治療用）を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、流れ（トランスデューサおよび薬物バブルポートに対して遠位側の流れ）を一時的に止める単一の閉塞バルーン（例えば、手順の後にバルーンを解放し、薬物バブル残留物が全身に流れる）を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、流れを止め、内部に薬物が注入され、送達され、その後、流されて全身への送達の問題を無くすシールされた血管セクションを作り出す二重閉塞バルーンを提供する（一方からの流入および他方における吸い出しを可能にするべく第１のものから十分離れた第２のポート、すなわちバルーンの各々の上流および下流にあり且つそれらに近接したポートを必要とする）。

本発明の一実施形態またはアプローチは、問題の病変の範囲を記録するための３Ｄ走査、およびそれに続く、治療効果を達成するための、病変を横切る自動３Ｄ掃引を提供する−すなわち、医師がプラークの３Ｄ大きさの外形を描き、その後、システムに、３Ｄ病変の２Ｄ表面を完全に網羅するように、ＩＤ線の自動シーケンスを用いて領域を掃引させると、時間／手順効率がよい場合がある。ＩＶＵＳにおいて周知の「トラックバック」法が用いられることができる。Ｖｏｌｃａｎｏ社のアレイＩＶＵＳ用の、「ＴｒａｋＢａｃｋｌｌ」。

本発明の一実施形態またはアプローチは、不安定プラークの診断である用途を除き、直前に述べられた通りの不安定プラークの用途を提供する。（さらに、それは３Ｄである必要はないが、３Ｄが通例最も良い）。不安定プラークを識別する手段は以下のものの任意の順列を含む。
ａ．適切な分子標的化マイクロバブル（例えばＶＣＡＭ−１）を用いること。
ｂ．マイクロバブルを用いて栄養血管の微小血管系を検出すること（活性状態の不安定プラークのインディケータ。例えば、オランダのグループ、Ｇｏｅｒｔｚ， ｖａｎ ｄｅｒ Ｓｔｅｅｎ、他の参照文献

を参照されたい。
ｃ．信号処理を遂行すること（Ｖｏｌｃａｎｏの「ｖｉｒｔｕａｌ ｈｉｓｔｏｌｏｇｙ」（Ｖｉｎｃｅ、他）による減衰／周波数対深さ）。
ｄ．プラークの異常な柔らかさを検出するために、弾性ベースの測定を遂行すること（例えば、Ｍ Ｏ’Ｄｏｎｎｅｌｌによって記載されている、バルーン内部のトランスデューサの周知の方法、または拍動血液の力に対する組織の応答を測定すること。Ａ．Ｆ．Ｗ．ｖａｎ ｄｅｒ Ｓｔｅｅｎによる）。
ｅ．「組織熱歪イメージング」：ＩＶＵＳベース熱歪イメージングを用いた不安定アテローム硬化プラークの識別： Ｙａｎ Ｓｈｉ； Ｗｉｔｔｅ， Ｒ． Ｓ．； Ｏ’Ｄｏｎｎｅｌｌ，Ｍ．； Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｎｔｒｏｌ， ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｉｎ Ｖｏｌｕｍｅ ５２， Ｉｓｓｕｅ ５． Ｍａｙ ２００５ Ｐａｇｅ（ｓ）：８４４ − ８５０。

本発明の一実施形態またはアプローチは、弱い線維性被膜を安定化させるために平滑筋の増殖および遊走を促進する基本線維芽細胞成長因子（Ｆｉｂｒｏｂｌａｓｔ ｇｒｏｗｔｈ ｆａｃｔｏｒ、ＦＧＦ）等の送達化合物によって不安定プラークを安定化させることを示す。我々は、脳マイクロコイルを用いて脳動脈瘤を治療するための類似の治療アプローチのすべてを参照する。マイクロコイルは、動脈瘤が生じた血管壁に送達され、平滑筋が増殖して遊走し動脈瘤を治癒させるための支援を提供する。この場合の一アプローチまたは実施形態は、平滑筋の増殖および遊走を促進するが、それを抑制はしない。

本発明の一実施形態またはアプローチは、以下のものの任意の順列を含み得るトランスデューサ（単数または複数）を提供する。
ａ．放射力、イメージング、バブル崩壊のいずれかまたはすべての能力がある単一素子。
ｂ．放射力、イメージング、バブル崩壊のいずれかまたはすべての能力があるフェーズドアレイ（任意の形式のもの：長手方向または環状）。
ｃ．上述のもののいずれかであって、素子（単数または複数）が、（通例）より低い周波数における高パワーと、高周波数を用いるより低いパワー／微細分解能とを提供するように構成される二重（または三重）層となっている、上述のもののいずれか。
ｄ．ただし、異なる機能を果たす異なるトランスデューサ同士は一方が他方の上に配置されない。イメージング／送達区域の上流に細長状放射力トランスデューサ（またはアレイ）を設置する（図参照）。次に、イメージング用トランスデューサを備え、関心のある区域に推進されてきたバブルをイメージングする。次に、送達用トランスデューサを備える（サブセットも可能である専用細長状放射力トランスデューサと共用イメージング／送達用トランスデューサまたはアレイ等のサブセットも可能である）。
ｅ．本発明の一実施形態またはアプローチは、圧電性材料（好ましくはセラミックであるが、圧電性ポリマーＰＶＤＦであることもできよう）から形成されることができるトランスデューサ（単数または複数）を提供する。代替的にトランスデューサは、静電的な、シリコン（または他の材料）「ＭＥＭＳ」デバイスであることができる。本発明の一実施形態またはアプローチは、高強度超音波を用いた、薬物積載マイクロバブルからの薬物の、局所的送達のための方法を提供し、局所送達の位置は、一体化された、リアルタイムの、場所の一致した超音波イメージングシステムによって誘導される。

本発明の一実施形態（または部分的な実施形態）あるいはアプローチは、以下のもの等のリアルタイム超音波画像誘導の下での局所的薬物送達方法を提供し、薬物をコーティングされたバブルは、選択分子付着リガンド−ＶＣＡＭ−１、Ｐ−セレクチンなど等を有する。
−二重標的化方法（ファーストキャッチ／スローホールド）
−リポソーム等のバブル上の異形
−ナノ粒子＋バブル（二重モダリティコントラスト超音波＋ＭＲＩコントラストバブル＋第１鉄）
−バブル外殻に溶け込んでいないが、バブルのそばの自由溶液中に存在し、バブルが関与するソノポレーションに依存して優先的薬物取り込みを生じさせる薬物の可能性。

本発明の一実施形態またはアプローチは、ラパマイシン（ラパマイシン、タクロリムス、パクリタキセル、デキサメタゾン、または有効な類似体もしくは誘導体、あるいはそれらの組み合わせ等の抗増殖性、免疫抑制性、あるいは抗炎症性薬物）である薬物を提供する。薬物は、アクチノマイシン−Ｄ、バチミスタット（ｂａｔｉｍｉｓｔａｔ）、ｃ−ｍｙｃアンチセンス、デキサメタゾン、パクリタキセル、タキサン、シロリムス、タクロリムスおよびエベロリムス、非分画ヘパリン、低分子量ヘパリン、エノキサプリン（ｅｎｏｘａｐｒｉｎ）、ビバリルジン、チロシンキナーゼ阻害薬、グリベック、ウォルトマンニン、ＰＤＧＦ阻害薬、ＡＧ１２９５、ｒｈｏキナーゼ阻害薬、Ｙ２７６３２、カルシウムチャネル遮断薬、ＴＲＡＭ−３４、ＩＫＣａチャネル遮断薬、アムロジピン、ニフェジピン、ならびにＡＣＥ阻害薬、Ｓ１Ｐ１および／またはＳ１Ｐ３受容体拮抗薬、スフィンゴシンキナーゼ１阻害薬、合成多糖類、チクロピニン（ｔｉｃｌｏｐｉｎｉｎ）、ジピリダモール、クロピドグレル、フォンダパリヌクス、スタフィロキナーゼ、ウロキナーゼ、ｒ−ウロキナーゼ、ｒ−プロウロキナーゼ、ｒｔ−ＰＡ、ＡＰＳＡＣ、ＴＮＫ−ｒｔ−ＰＡ、レテプラーゼ、アルテプラーゼ、モンテプラーゼ、ラノプラーゼ、パミテプラーゼ、スタフィロキナーゼ、アブシキシマブ、チロフィバン、オルボフィバン、キセミロフィバン、シブラフィバン、ロキシフィバン、抗再狭窄薬、抗血栓薬、抗生物質、抗血小板薬、抗凝固薬、抗炎症薬、抗腫瘍薬、キレート薬、ペニシラミン、トリエチレンテトラミン二塩酸塩、ＥＤＴＡ、ＤＭＳＡ（サクシマー）、デフェロキサミンメシラート、放射線造影剤、放射性同位体、プロドラッグ、抗体断片、抗体、遺伝子治療薬、ウイルスベクターおよびプラスミドＤＮＡベクターを含む群から選択され得る。

本発明の一実施形態またはアプローチは、関連するバブル特性（寸法、コアガス、外殻材料等）のサブセットを提供し、油性の外殻（デカフルオロブタン）を含むことを提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、選択された血管壁に向かってバブルを移動させるために用いられ得る音響放射力を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、血管形成術および／またはステント術（バルーン拡張型ステントおよび自己拡張型ステントを含む）を通常受ける、冠動脈、冠動脈分岐点、頸動脈、大脳動脈、大腿動脈を含むがそれらに限定されるものではない血管に標的化されるマイクロバブルを提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、バブルの全身注入を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、バブルの局所注入（カテーテル先端からの注入、好ましくはイメージングと同じカテーテル、ただし場合によっては別個のものからの注入）を提供する。上述のカテーテル断面図を参照されたい。

本発明の一実施形態またはアプローチは、パルスインバージョン、振幅スケーリング（「パワー変調」）または２つの組み合わせ（「コントラストパルスシーケンス」）のうちの１つを用いる高バブル特定モードでのバブルの超音波画像誘導を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、治療（薬物送達）効果を有する超音波強度を提供し、超音波が、細胞死効果を有する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、超音波カテーテル（約１〜約２ＭＨｚの治療用、約３０ＭＨｚのイメージング用）の利用を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、同一場所に配置されるトランスデューサを提供する（イメージング用デバイスが治療用デバイスの上に重なる、イメージング用デバイスが、治療用デバイスの中心内に形成されるアパーチャ内にある（上に重なるよりも望ましくない））。

本発明の一実施形態またはアプローチは、同期動作を提供する（イメージングシステムは治療動作の時間中には動作しないように「ゲート制御される」）。

本発明の一実施形態またはアプローチは、イメージングシステムの動作を「聞き」、イメージング動作の合間に治療用パルスを挿入する治療システムを提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、治療システムの動作を「聞き」、治療動作の合間にイメージングパルスを挿入するイメージングシステムを提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、Ｘ秒間の治療、およびその後のＹ秒間のイメージング、以下同様のＺ分間の「パルスシーケンス」を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、カテーテル上の本デバイスと他の好ましいカテーテルデバイスオプション（例えばバルーン、圧力測定、温度測定、血液サンプリング）との一体化を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、「オーバー・ザ・ワイヤ」能力を有するカテーテル（標準）が、配置済みの金属ワイヤ上を「通される（ｔｈｒｅａｄｅｄ）」能力を有することを提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、「Ｖｏｌｃａｎｏ」ＩＶＵＳカテーテル（フェーズド環状アレイ）の派生物であり得るカテーテルを提供する。治療用トランスデューサ（サイドファイヤリング型）がイメージング用環状アレイの近傍に設置される。

本発明の一実施形態またはアプローチは、「Ｂｏｓｔｏｎ−Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ」ＩＶＵＳカテーテル（機械走査式単一素子）に或る程度関連し得るカテーテルを提供する。すなわち、既存の高周波トランスデューサ素子は、３０ＭＨｚのイメージング用が重ねられた低周波（治療用）１ＭＨｚ素子のスタックと置換される。代替的に、ごく接近して並んだトランスデューサが２つある。

本発明の一実施形態またはアプローチは、円周方向に回転されて冠状面を形成する単一素子トランスデューサ、冠状面を形成する円周アレイ、サイドファイヤ型アレイのうちのいずれか１つ以上のイメージング用トランスデューサ／アレイを持つカテーテルを提供する。治療用アレイは、円周方向に回転されて冠状面を形成する単一素子トランスデューサ、冠状面を形成する円周アレイ、サイドファイヤ型アレイのうちのいずれか１つ以上のものである。

本発明の一実施形態またはアプローチは、環状に回転されて冠状面を形成する単一素子トランスデューサ、冠状面を形成する環状アレイ、サイドファイヤ型アレイのうちのいずれか１つ以上のものであるイメージング用トランスデューサ／アレイを提供し、治療用トランスデューサは、単一集束素子または環状アレイである。

本発明の一実施形態またはアプローチは、動脈瘤を充填するための増殖促進、進行しつつある癌に伴う血管新生領域の上流における閉塞処置、超音波以外の画像誘導、または治療的送達のための他の機構（音響による崩壊とは対照的に加熱等）を提供する。

ここで、画像誘導（超音波以外）は、Ｘ線ならびにその派生物（単純Ｘ線、リアルタイム蛍光透視法、およびコンピュータ断層撮影法（ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ、ＣＴ））のうちの１つ以上、または、磁気共鳴画像法（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ、ＭＲＩ）を含む。

本発明の一実施形態またはアプローチは、相補的薬物作用（単独では安定しているが、超音波崩壊が起きると混合し、活性状態／不安定／治療的になる、異なるバブル集団内の２種の薬物）を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、治療用超音波＋バブル、薬物、およびステント（ステント表面に隣接した細胞／薬物／バブル間の治療効果を引き出すように超音波がステント内に振動モード／活性を誘起する）を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、異なる種類のステントおよび異なる世代のステント（ベアメタルステント、現在のＤＥＳ、分解性ポリマーステント、非ポリマーステント）を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、ステント上への苛酷な音響負荷の蓄積の程度、および治療効果から生じるあらゆる変化を判定するために監視され得る、ステントの音響学的特性（ａｃｏｕｓｔｉｃ ｓｉｇｎａｔｕｒｅ）を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、動脈瘤を治癒させるべく平滑筋の遊走および増殖を促進する薬物を送達するために血管の動脈瘤に送達されるマイクロバブルを提供する。薬物としてはＰＤＧＦ−ＢＢ、ｂＦＧＦ等が挙げられる。ただし、それらに限定されるものではない。

本発明の一実施形態あるいはアプローチは、薬物輸送バブルが選択分子付着リガンド（ＶＣＡＭ−１、Ｐ−セレクチン等）を有するリアルタイム超音波画像誘導の下での局所的薬物送達方法を提供し、該方法は以下のその任意の順列を含む：二重標的化方法（ファーストキャッチ／スローホールド［９９］）；患部組織と結合する能力を持つ複数の標的化リガンドであって、リガンドのうち或るものは急速に結合する能力を持ち、その他はしっかりと結合する、標的化リガンドがマイクロバブルに付着されるようなマイクロバブル組成物；リポソームナノ粒子＋バブル等のバブル上の異形（標的化超音波照射によって放出される薬物化合物を収容するべくマイクロバブル外殻に施されるリポソームまたは生体適合性ナノ粒子を有するマイクロバブル組成物）；二重モダリティコントラスト超音波＋ＭＲＩコントラストバブル＋第１鉄（または別の開示におけるもの）；バブル外殻に溶け込んでいないが、バブルのそばの自由溶液中に存在し、バブル関連ソノポレーションに依存する薬物の優先的薬物取り込みを生じさせる可能性。

本発明の一実施形態またはアプローチは、ラパマイシン（ラパマイシン、タクロリムス、パクリタキセル、デキサメタゾン、または有効な類似体もしくは誘導体、あるいはそれらの組み合わせ等の抗増殖性、免疫抑制性、あるいは抗炎症性薬物）であり得る薬物を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、関連するバブル特性（寸法、コアガス、外殻材料等）のサブセットを提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、マイクロバブル組成物であって、外殻、コアまたはコア多重性の直接内部でその中に取り込まれ、位置付けられ、分散し、溶解するかあるいは外殻の外側に付着した薬物を有し、脂質、リン脂質、油、脂肪、リポポリマー、ポリマー、タンパク質、サーファクタントまたはそれらの組み合わせで構成される外殻（単数または複数）を有し、外殻の厚みは単分子の１ｎｍから、多分子および多層状の最大１０００ｎｍまで含む厚みまで種々ある、マイクロバブル組成物を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、ガス、ガス−蒸気混合物またはガス前駆体相を充填される内部コアを有するマイクロバブル組成物であって、ガスは約１０ないし約３６０の分子量を有する、マイクロバブル組成物を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、デカフルオロブタンコアを有するマイクロバブル組成物を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、選択された血管壁、あるいは所望に応じて他の臓器または組織に向かってバブルを移動させるために用いられる音響放射力を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、冠動脈、他の血管あるいは所望に応じて他の臓器または組織における適用を提供する。本発明の一実施形態またはアプローチは、バブルの全身注入を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、バブルの局所注入（カテーテル先端からの注入、好ましくはイメージングと同じカテーテル、ただし場合によっては別個のものからの注入）を提供する。上述のカテーテル断面図を参照されたい。

本発明の一実施形態またはアプローチは、パルスインバージョン、振幅スケーリング（「パワー変調」）または２つの組み合わせ（「コントラストパルスシーケンス」）のうちの１つを用いる高バブル特定モードでのバブルの超音波画像誘導を提供する。ここで、超音波強度は治療（薬物送達）効果をし、且つ／または超音波は細胞死効果を有する。本発明の一実施形態またはアプローチは、超音波カテーテル（１〜２ＭＨｚの治療用、３０ＭＨｚのイメージング用）を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、同一場所に配置されるトランスデューサを提供する（治療用デバイスの上に重なるイメージング用デバイス、治療用デバイスの中心内に形成されるアパーチャ内にあるイメージング用デバイス（上に重なるよりも望ましくない場合がある））。

本発明の一実施形態またはアプローチは、同期動作を提供する。イメージングシステムは治療動作の時間中には動作しないように「ゲート制御される」。ここで、治療システムはイメージングシステムの動作を「聞き」、イメージング動作の合間に治療用パルスを挿入し、且つ／またはイメージングシステムは治療システムの動作を「聞き」、治療動作の合間にイメージングパルスを挿入する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、Ｘ秒間の治療、およびその後のＹ秒間のイメージング、以下同様のＺ分間の「パルスシーケンス」（所望に応じたまたは必要に応じた時間、繰返し、サイクルおよび持続時間）を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、カテーテル上の本デバイスと、他の好ましいカテーテルデバイスオプション（例えばバルーン、圧力測定、温度測定、血液サンプリング）との一体化を提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、「オーバー・ザ・ワイヤ」能力を有するカテーテル（標準）が、配置済みの金属ワイヤ上を「通される（ｔｈｒｅａｄｅｄ）」能力を有することを提供する。

本発明の一実施形態またはアプローチは、「Ｖｏｌｃａｎｏ」ＩＶＵＳカテーテル（フェーズド環状アレイ）の派生物であるカテーテルを提供する。治療用トランスデューサ（サイドファイヤリング型）がイメージング用環状アレイの近傍に設置される。

本発明の一実施形態またはアプローチは、「Ｂｏｓｔｏｎ−Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ」ＩＶＵＳカテーテル（機械走査式単一素子）の派生物であるカテーテルを提供する。すなわち既存の高周波トランスデューサ素子は、約３０ＭＨｚのイメージング用が重ねられた低周波数（治療用）約１ＭＨｚ素子のスタックと置換される。代替的に、ごく接近して並んだトランスデューサが２つある。周波数は所望に応じてまたは必要に応じて変化し得る。

本発明の一実施形態は、マイクロバブル運搬体および集束超音波を用いて血管壁に治療用化合物またはＤＮＡ分子を送達するためのデバイスおよび関連方法を提供する。プラスミドＤＮＡ、または薬物、は、マイクロバブルに接合され、本願明細書において記載されている技法による集束超音波を用いてインビボにおいてブタの左総頸動脈２０００（図２０Ａ）ならびにブタの左前区下行（ｌｅｆｔ ａｎｔｅｒｉｏｒ ｄｅｓｃｅｎｄｉｎｇ、ＬＡＤ）冠動脈２０５０（図２０Ｂ）に送達されることができることが実証されている。図２０Ａ〜２０Ｂは、インビボにおける、一定流量の下での、超音波およびマイクロバブルによる、赤色蛍光タンパク質（ｒｅｄ ｆｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔ ｐｒｏｔｅｉｎ、ＲＦＰ）発現プラスミドＤＮＡの、血管への送達の結果を示す。マイクロバブルの製作は、約２．０ミクロンの外径の寸法を有する正に帯電したマイクロバブルへのｐ−サイトメガロウイルス（ｐＣＭＶ−ＲＦＰ）の接合を含んだ。ｐＣＭＶ−ＲＦＰ接合マイクロバブルは静脈内に注入されて集中され、マイクロバブルに超音波照射してＤＮＡプラスミドを血管壁に送達するべく経皮超音波が動脈の左総頸動脈（図２０Ａ）またはＬＡＤ（図２０Ｂ）に印加された。図２０Ａは超音波印加の３日後のブタの左総頸動脈内におけるＲＦＰ発現２００２（赤色）を示し、青色２００４はＤＡＰＩ、核を表し、緑色２００６は動脈の弾性薄層を示す。図２０Ｂは、本願明細書において記載されている通りに変更された血管内超音波法カテーテル（ＩＶＵＳ）の、ブタ冠動脈（ＬＡＤ）上での使用の結果を示す。ｐＣＭＶ−ＲＦＰは一定流量の下でブタ冠動脈の内皮に送達された。図２０Ｂにおける画像は処理の３日後のＲＦＰ発現２０５１（赤色）を示し、青色２０５４は核を示す。図２０Ｃは、ブタ冠動脈内で、細胞に送達されたＤＮＡプラスミドの故に蛍光を発することが観察された細胞の割合を示す棒グラフであり、上述された通りに変更されたＩＶＵＳカテーテルを使用した場合と使用していない場合を示している。

上述の方法およびデバイスは、研究者が、ＤＮＡ分子または新規薬物化合物を前臨床の有効性試験用動物内の血管に特定的に送達することを可能にする。さらに、デバイスおよび関連方法の一実施形態の目的は、血管へのＲＮＡｉ送達の利用を進歩させることである。ＲＮＡｉ（ｓｈＲＮＡおよびｍｉＲＮＡ）は、細胞内の関心のある遺伝子を選択的にノックダウンするこれまでにない能力を提供する。ＲＮＡｉ治療の周りのプログラム開発するバイオテクノロジーおよび製薬企業は多数ある。これらの企業および学術研究機関にとっての大きな課題は、インビボにおいて血管にＲＮＡｉ治療を実際に送達する能力である。この技術の臨床用途だけでなく、ＲＮＡｉ送達を可能にすることは、科学者がマウス内の血管における遺伝子発現を選択的にノックダウンすることを可能にすることにもなり、例えば、マウスの遺伝子欠失の研究に伴う、極めてコストが高く且つ多くの場合混乱させる結果を避けることができる。

本発明は、臨床治療、および動物における高速で費用効率が良い標的機能喪失有効性確認試験のためのツールを提供する。さらに、デバイスおよび関連方法の一実施形態は癌など等の他の疾患分野における用途を有することになる。さらに、本発明は、血管壁におけるアテローム性動脈硬化／炎症を軽減するために提案されている新規化学物質（ｃｈｅｍｉｃａｌ ｅｎｔｉｔｙ、ＮＣＥ）を試験する製剤を用い得る。

本発明の少なくとも１つの実施形態は、再狭窄を治療するための、抗増殖薬の分子標的化超音波ベースの送達に関連し得る。国際出願ＰＣＴ／ＵＳ２００８／０８１１８９号、Ｈｏｓｓａｃｋ、他、名称’’Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ａｎｄ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｅｎｅｒｇｙ ａｎｄ Ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅｓ ａｎｄ Ｒｅｌａｔｅｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｔｈｅｒｅｏｆ^’’、２００８年１０月２４日出願を参照されたい。同出願は、米国仮特許出願第６１／０００，６３２号、２００７年１０月２６日出願、名称’’Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｔａｒｇｅｔｅｄ Ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅｓ ｆｏｒ Ｅｎｈａｎｃｅｄ Ｂｌｏｏｄ Ｖｅｓｓｅｌ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｎｅｏｉｎｔｉｍａｌ Ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ^’’、および米国仮特許出願第６１／０９９，０２５号、２００８年９月２２日出願、名称’’Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｔａｒｇｅｔｅｄ Ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅｓ ｆｏｒ Ｅｎｈａｎｃｅｄ Ｂｌｏｏｄ Ｖｅｓｓｅｌ Ｉｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃ Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ ｏｆ Ｎｅｏｉｎｔｉｍａｌ Ｈｙｐｅｒｐｌａｓｉａ^’’からの優先権を主張する。これらの開示はすべてその全体が本願明細書において参照により援用される。ＤＮＡ分子の送達は少なくとも１つの実施形態本発明の一態様である。

ＲＮＡｉ（ｓｈＲＮＡおよびｍｉＲＮＡ）は、特定のｍＲＮＡ転写物を選択的に標的にし、かくして細胞におけるタンパク質発現を調節するこれまでにない能力を提供する。ＲＮＡｉ治療が癌、神経障害、心臓、および血管障害を扱うようになる有望性は高まり続けており、いくつかのバイオテク企業がこれを患者にもたらすために何百万ドルも調達している。しかし、血管へのＲＮＡｉ治療薬の送達は容易ではなく、血流が大きな障害となっている。

本発明の一実施形態の一態様は、一定流量の下でインビボにおいて血管壁にＤＮＡ分子を送達することである。本発明の一実施形態は、例えば、マイクロバブルと呼ばれるＦＤＡ認可の造影剤を、超音波媒介超音波照射を用いる、標的への薬剤（薬物、ＤＮＡ分子、小分子）の送達用の媒介体として利用し得る。

上述されたように、本発明の一実施形態はマウス、ブタまたは他の動物、ならびにヒトにおける血管へのＲＮＡｉの送達を含む。この送達は、ヒトにおける血管障害の処置のための特定のＲＮＡｉ分子のものであり得る。このような送達は、前臨床の標的機能喪失有効性確認試験用の動物におけるＲＮＡｉのものであり得、場合によっては、マウスにおける遺伝子ノックアウトに伴う、コストが高く且つ多くの場合混乱させる結果を避ける。

概念実証試験用のための標的は、ＲＯＳＡ２６マウスにおいて発現されるβ−ガラクトシダーゼ遺伝子またはｌａｃＺを含む。ＲＯＳＡ２６マウスは、アテローム性動脈硬化のＡｐｏＥまたはＬｌｄ−Ｒ欠損マウスモデルにおける造血細胞（マクロファージ）ならびに大動脈の内皮細胞および平滑筋細胞における一様な発現を含む、多くの細胞型での広範なｌａｃＺ発現を有するように遺伝子操作されている。（Ｚａｍｂｒｏｗｉｃｚ ｅｔ ａｌ，１９９７）。これより、このマウス、およびこのマウスからの細胞は「ＲＯＳＡ２６」と呼ばれる。

コンセプトの有効性確認は、ｍｉＲ−ｌａｃＺの、ＲＯＳＡ２６マウス血管細胞においてインビトロ且つインビボにおいてｌａｃＺ遺伝子発現を減少させる能力として見られる。ＢＬＯＣＫ−ｉＴ（商標） Ｐｏｌ ＩＩｍｉＲ Ｖａｌｉｄａｔｅｄ ｍｉＲＮＡ Ｖｅｃｔｏｒが利用される。これは、非常に効果の高い、機能試験済みのｐｃＤＮＡ（商標） ６．２−ＧＷ／ＥｍＧＦＰ−ｍｉＲ Ｖａｌｉｄａｔｅｄ ｍｉＲ−ＬａｃＺインサートを含み、それは、６８ｂｐの操作されたｐｒｅ−ｍｉＲＮＡ配列標的ｌａｃＺをエンコードする。このプラスミドは「ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺ」と呼ばれる。

ＲＯＳＡ２６マウス大動脈内皮および平滑筋細胞が、研究の第１の目的である、マイクロバブル超音波照射によるｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺの集束超音波送達が細胞培養におけるｌａｃＺ発現を減少させるかどうかを確認するために用いられることになる。図２１Ａ〜２１Ｃに示されるように、インビトロにおけるマイクロバブルを介した平滑筋細胞へのラパマイシン（シロリムス）の送達は、超音波が印加される場所だけ増殖２１００を防ぐ。超音波ビームプロファイルの幅を変えることは、インビトロにおいてマイクロバブルを介して平滑筋細胞に送達される治療効果ラパマイシンを集中させる。図２１Ａ〜２１Ｃにおいて、左のｙ軸は増殖２１００を示し、一方、右のｙ軸はビームプロファイルを示す。Ｘ軸はビーム幅２１０２を示す。細胞は、ラパマイシン送達後、１０％血清中で２４時間培養された。マイクロバブルのみの使用（薬物の付着、接合または含有は何もない）は増殖に影響を与えなかった。

それ故、超音波のみ、または超音波＋薬物を有しないマイクロバブルは細胞増殖に影響を与えないことがインビトロモデルにおいて確認されている。それ故、ｌａｃＺの減少についての読み取りは、ｌａｃＺ基質、Ｘ−ｇａｌ（Ｓｉｇｍａ）を用いた青色細胞の減少についての比色分析になる。ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺは、ｅＧＦＰが同時発現されるように設計され、それは、我々が、ｌａｃＺの減少はｅＧＦＰ蛍光と同義であることを確認することを可能にすることになる。これは、図２０Ａ〜２０Ｂに示される結果を用いて上述された、ＲＦＰ発現を検出するための、蛍光顕微鏡検査法を用いた、インビトロにおけるマイクロバブルおよび超音波による血管細胞へのｐＣＭＶ−ＲＦＰ送達の我々の分析と非常によく似ている。バブル／プラスミドパラメータをインビトロにおけるｌａｃＺの最大ノックダウンのためにさらに洗練した後、我々はこの製剤を、マイクロバブルの超音波媒介超音波照射によるインビボにおける血管へのｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺ送達がＲＯＳＡ２６マウスにおけるｌａｃＺの血管細胞発現を減少させるかどうかを判定するために利用することになる。これは、免疫組織化学または蛍光顕微鏡検査法によるｅＧＦＰ検出と連結された断面組織像およびＸ−ｇａｌ染色によって評価されることになる（図２０Ａ〜２０Ｂを生成する技法と同様のもの）。

本発明の少なくとも１つの実施形態では、マイクロバブルの超音波照射に先だっておよびその後に血液サンプルが採取され得る。これらの血液サンプルは、血液のレオロジーが超音波照射手順の間に変容したかどうかを判定する分析のために用いられることができる。

（ｍｉＲ発現ベクター、ｐｃＤＮＡ（商標）６．２−ＧＷ／ＥｍＧＦＰ−ｍｉＲ−ｌａｃＺまたはｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺ：）
最適なｌａｃＺノックダウン結果を得るために、以下の構造的特徴が、ｌａｃＺのための操作されたｐｒｅ−ｍｉＲＮＡをエンコードするｄｓオリゴ内に組み込まれた。１）ベクターと相補的である４ヌクレオチド、５’オーバーハング（ＴＧＣＴ）（ディレクショナルクローニングのために必要）、２）５’Ｇ＋ｌａｃＺのために抽出された短い２１ヌクレオチドアンチセンス配列（成熟ｍｉＲＮＡ）（ＧＡＣＴＡＣＡＣＡＡＡＴＣＡＧＣＧＡＴＴＴ）、これに続き、３）末端ループを形成する１９個のヌクレオチドの短いスペーサ、および、４）内部ループを作り出すために、２つのヌクレオチドが除去された（Δ２）を有する短いセンス標的配列、５）ベクターと相補的である４ヌクレオチド、５’オーバーハング（ＣＡＧＧ）（ディレクショナルクローニングのために必要）。ベクターは、本願明細書において記載されている本発明の技術を用いる、インビボにおける将来の遺伝子標的有効性確認試験のためにｍｉＲ−ｌａｃＺを所望のｍｉＲＮＡと置換する固有の制限酵素部位を考慮して設計される。

（マイクロバブルの化学）
陽イオン性脂質マイクロバブルは自己集合によって形成される。手短に言えば、ホスファチジルコリン、インビボにおける寿命を延ばすために用いられるステアリン酸ポリエチレングリコール−４０（ＰＥＧ）、およびジステアリルトリメチルアンモニウムプロパンの水性ミセル混合物が、デカフルオロブタンガスを散布しながら音波処理される。遠心浮遊によってマイクロバブルが未反応成分から分離される。マイクロバブルのサイズおよび濃度がコールターカウンタ上でエレクトロゾーンセンシングによって測定される。ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺプラスミドが、以前に示されている通りに静電荷結合によって、陽イオン性脂質外殻を持つマイクロバブルと結合され、結合効率が、中性または陰イオン性マイクロバブルと比較して評価される。マイクロバブルに結合されたプラスミドの量は、２６０ｎｍにおける吸収度を用い、標準曲線と対照して算出される。実験のためのマイクロバブルに対するｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺの比は１μｇＤＮＡ／５×１０^６マイクロバブルに維持される。図２２は、デカフルオロブタンガスコア２２０２、陽イオン性脂質外殻２２０４、ならびにそこに付着させたプラスミドＤＮＡ２２０６およびＰＥＧスペーサ２２０８を有する、マイクロバブル１８３３の１つの実施形態を示す。

本発明の少なくとも１つの実施形態では、インビトロにおいてＲＯＳＡ２６内皮および平滑筋細胞におけるｌａｃＺ発現を減少させるために、本願明細書において記載されている技法およびデバイスによって、ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺ−接合マイクロバブルの超音波媒介超音波照射が血管に提供される。ｍｉＲＮＡの遺伝子データベースが大きくなり続けるにつれ、センスまたはアンチセンスｍｉＲＮＡを送達する新しい治療の有望性も高くなり続けている。ＲＮＡｉ（ｓｈＲＮＡ、センスまたはアンチセンスｍｉＲＮＡ）の送達はこの分野にとって、特に血管系において、大きな課題である。集束超音波は、マイクロバブル運搬体を用いたインビトロにおける遺伝子ノックダウンのためにＲＮＡｉを特定の細胞に送達するために利用されることができる。

（実験アプローチ）
ｌａｃＺを発現する内皮および平滑筋細胞系は、我々の研究所によって日常的に遂行されているように、ＲＯＳＡ２６マウス大動脈から培養されることになる。細胞は、光学的に透明且つ音響的に透過的なＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）２３０２内で平板培養される。細胞が平板培養された２４時間後に、各ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）２３０２内の培地は、以下の試薬の３つの組み合わせのうちの１つを含有する新鮮な培地と交換される：３０μｇのｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺプラスミドと結合されたマイクロバブル（１．５×１０^８）（各ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）内の最終溶液、３μｇ／ｍｌ）、３０μｇｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺプラスミドのみ（マイクロバブルなし）、または同等体積の純食塩水（プラスミドもマイクロバブルもなし）。図２３に示される超音波照射装置２３００は、単一素子の集束式１ＭＨｚトランスデューサ２３０４（Ｐａｎａｍｅｔｒｉｃｓ）およびそれを正確に位置付けるためのＭＭ３０００モーションコントローラリニアステージ２３０６の使用を含む。波形、パルス繰返し周波数、および振幅のセットが、自動波発生器（ａｕｔｏｍａｔｉｃ ｗａｖｅ ｇｅｎｅｒａｔｏｒ、ＡＷＧ）２３１０、パルス発生器２３０８および増幅器２３１２を用いて、個々のパルス長およびピーク圧力を変化させながら、一定のデューティサイクルを維持するように選ばれる。各ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）２３０２は、吸音体２３１８によって裏当てされたＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）保持具２３１６内に保持され、バブルが細胞に向かって上昇する時間を与えるために、超音波照射の前に、再循環ヒータ（不図示）（モデル７３Ａ０Ａ１１Ｂ，Ｐｏｌｙｓｃｉｅｎｃｅ，Ｎｉｌｅｓ，ＩＬ）を用いて３７°Ｃに保たれたウォーターバス２３１４中に２分間浸漬される。超音波照射の後、ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）２３０２は、リン酸緩衝食塩水（ｐｈｏｓｐｈａｔｅ ｂｕｆｆｅｒｅｄ ｓａｌｉｎｅ、ＰＢＳ）を用いてすぐにフラッシュされ、新鮮血清含有成長培地を補給される。ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺのトランスフェクションの有効性が処理の２４時間後に単位面積当たりのｅＧＦＰ蛍光細胞の数として測定される。ＬａｃＺのノックダウンが、処理の７２時間後に、細胞を固定し、Ｘ−ｇａｌを用いてｌａｃＺ信号を処理することによって評価される。ｌａｃＺ抑圧の有効性は、ｅＧＦＰ陽性細胞と比較した、非ｅＧＦＰ細胞におけるｌａｃＺの強度を定量化することによって求められる。細胞死および増殖がＢｒｄＵ取り込みならびにＴＵＮＥＬまたはアネキシンＶ染色によって分析される。

本発明の１つの態様は、マイクロバブル製剤を最適化することに向けられる。例えば、一実施形態は、平滑筋細胞増殖を防ぐための、マイクロバブル１８３３による平滑筋細胞（ＳＭＣ）へのｐＣＭＶ−ＲＦＰトランスフェクションおよびラパマイシン送達のための方法論を提供する。ＲＯＳＡ２６細胞の代替手段は、ｅＧＦＰを過剰発現するように遺伝子操作されたマウス（ＲＯＳＡ２６ｅＧＦＰ；我々が以前骨髄移植用に用いたマウス系統）を用いることである。このアプローチは、トランスフェクトされた細胞を特定するために、ＲＦＰを同時発現するｐ−ｍｉＲ−ｅＧＦＰを含むことになろう。これは、ｐ−ｍｉＲ−ｅＧＦＰトランスフェクションが起き且つｅＧＦＰノックダウンが起きたことを意味する、ＲＦＰ＋細胞の結果（緑色でなく、赤色によって示される）と比較して、ｅＧＦＰ＋細胞の結果（赤色ではなく、緑色によって示される）は、トランスフェクションもノックダウンも起きなかったことを意味する、「停止信号」アプローチと見なされよう。同じアプローチがインビボにおいて適用されることができる。

少なくとも１つの実施形態では、本発明は、血流の下でのインビボにおけるＲＯＳＡ２６内皮および平滑筋細胞におけるｌａｃＺ発現を減少させる、ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺ接合マイクロバブルの超音波媒介超音波照射を含む。ｍｉＲＮＡの遺伝子データベースが大きくなり続けるにつれ、センスまたはアンチセンスｍｉＲＮＡを送達する新しい治療の有望性も高まり続けている。ＲＮＡｉ（ｓｈＲＮＡ、センスまたはアンチセンスｍｉＲＮＡ）の送達はこの分野にとって、特に血管系において、大きな課題である。集束経皮超音波は、ｌａｃＺ発現をノックダウンするべく、マイクロバブル運搬体を用いてインビボにおいてｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺをＲＯＳＡ２６マウス無傷動脈内の頸動脈内皮および平滑筋細胞に送達するために利用されることができる。Ｓｅｑｕｏｉａ（Ｓｉｅｍｅｎｓ）トランスデューサの正面を動脈に対して平行に位置付けるために、超音波イメージングを用いてＲＯＳＡ２６マウス内の左頸動脈２４００が非侵襲的に位置確認される（図２４）。ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺマイクロバブル１８３３の混合物が約２×１０^７マイクロバブル／分の速度で合計約５分間輸注される。最初に、ラット頸動脈へのｐＣＭＶ−ＲＦＰの送達における研究に基づいて、超音波（約５ＭＨｚ、ＰＮＰ＝０．６ＭＰａ）がコントラストパルスシーケンシング（ｃｏｎｔｒａｓｔ ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｉｎｇ、ＣＰＳ）バーストモードで左頸動脈に、全５分のマイクロバブル輸注の間、２秒毎に１秒のバーストで印加される。右頸動脈は、そこにもマイクロバブルが流れるが、超音波照射はされず、処置対照の役割を果たす。ｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺ送達の３日後、動物は安楽死させ、左および右頸動脈は凍結組織切片作成のために処理される。

ｌａｃＺノックダウンを判定するために２つのアプローチがとられる。第１に、イムノフルオレセンス（ｉｍｍｕｎｏｆｌｕｏｒｅｓｅｎｃｅ）顕微鏡法が用いられ、ｌａｃＺ一次抗体を用いてｌａｃＺを検出し、Ａｌｅｘａ−５６８（赤色）接合二次抗体が遂行される。分析される各細胞におけるｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺトランスフェクションを確認するためにこの信号はｅＧＦＰ陽性細胞（４８８ｎｍ）に共局在化される。第２に、隣接セクションが、Ｘ−ｇａｌを用いてｌａｃＺに対して染色され、断面積当たりの青色細胞の割合が決定される。ｅＧＦＰ陽性細胞における細胞死および増殖が、共焦点顕微鏡法を用いて、ＢｒｄＵ取り込み（安楽死前に注入）ならびにＴＵＮＥＬまたはアネキシンＶ染色によって分析される。

本発明の別の実施形態は、マウス頸動脈内の血管平滑筋細胞の内皮細胞および第１の層へのｐ−ｍｉＲ−ｌａｃＺの送達を含む。これは、上述されたように、本発明により、ラットおよびブタにおいてすでに達成されている。浸透を高めるために、周波数（ＭＨｚ）、ピーク圧力（ＭＰａ）、パルスサイクル長（Ｎ）およびパルス繰返し率（Ｈｚ）を含む、多くのパラメータが変更されることができる。従来、我々のインビトロモデルにおいて開発されたパラメータ応答曲線が、トラブルシューティング、およびインビボにおける有効性を高める我々の能力を誘導し、かくしてパラメータ探索空間を小さくするとともにコストの高い動物試験を少なくしている。上述されたように、一実施形態はＲＯＳＡ２６ｅＧＦＰマウスおよびｐ−ｍｉＲ−ｅＧＦＰを用いることもできる。なお、さらに、ＲＯＳＡ２６（ｌａｃＺまたはｅＧＦＰ）が、我々がＲＮＡｉを複雑な病変内に送達することができるかどうかを判定するために、ＡｐｏＥ−／−背景に交配され得る。マウスが、健全な血管内に有効なバソバソラム（ｖａｓｏｖａｓｏｒｕｍ）を有していないが、ＡｐｏＥ−／−マウスはバソバソラム（ｖａｓｏｖａｓｏｒｕｍ）を発生し、それはプラークへのマイクロバブルの送達を助けることになる。

別の実施形態では、本発明は、画像誘導診断および治療のためのシステムおよび方法であって、（基礎疾患に応答した末期の解剖学的に検出可能な適応、すなわち血管壁の再構築、非対称な病変形成等の視覚的解釈に依存するのとは対照的に、）疾患用の分子マーカーに基づいて病変に選択的に接着する、適切に分子標的化された（例えばＶＣＡＭ−１）薬物を充填したマイクロバブル１８３３を用いることを含む、システムおよび方法を提供する。ＶＣＡＭ−１はここで単に例として用いられている。関心のある病変に応じて他の標的があり得る。例えばアルファＶベータＩＩＩは、癌との関連で一般に用いられている標的である。分子標的造影剤の設計および製作の例が以下の文献に見いだされる：例えば、ＶＣＡＭ−１に関しては、Ｋａｕｆｍａｎｎ、他、^’’Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｉｎｆｌａｍｍａｔｉｏｎ ｉｎ ａｔｈｅｒｏｓｃｌｅｒｏｓｉｓ ｗｉｔｈ ｔａｒｇｅｔｅｄ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｖａｓｃｕｌａｒ ｃｅｌｌ ａｄｈｅｓｉｏｎ ｍｏｌｅｃｕｌｅ−１^’’， Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ， ｖｏｌ． １１６， ｐｐ． ２７６−８４， ２００７を参照。Ｐ−セレクチンに関しては、Ｋａｕｆｍａｎｎ、他、^’’Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｒｅｃｅｎｔ ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｉｓｃｈａｅｍｉａ ｂｙ ｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ Ｐ−ｓｅｌｅｃｔｉｎ ｗｉｔｈ ｔａｒｇｅｔｅｄ ｃｏｎｔｒａｓｔ ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈ．^’’， Ｅｕｒ． Ｈｅａｒ Ｊ．， ｖｏｌ． １６， ｐｐ． ２０１１−２０１７， ２００７を参照。アルファＶベータＩＩＩに関しては、Ｄａｙｔｏｎ、他、^’’Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｅ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ Ｐｅｐｔｉｄｅ− ａｎｄ Ａｎｔｉｂｏｄｙ−Ｔａｒｇｅｔｅｄ Ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ａｇｅｎｔｓ ｆｏｒ Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ＡＶＢ３−Ｅｘｐｒｅｓｓｉｎｇ Ｃｅｌｌｓ^’’， Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ， ｖｏｌ． ３， ｐｐ． １２５−１３４， ２００４を参照。これらの刊行物は各々その全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される。Ｄａｙｔｏｎ、他は、異なる種類の標的化化学（すなわちペプチドベースおよび抗体ベースのもの）も説明している。ペプチドベースの標的化の方が一般的に、抗体ベースのアプローチよりも臨床的に採用される可能性がより高く、好ましいが、実際面ではより複雑である、アプローチと認識されている。いずれにせよ、本発明の範囲は分子標的のすべての様式および表面結合化学のすべての様式を包含する。

標的化マイクロバブル１８３３は、疑わしい病変領域上を流される。一般的に、バブルは、用いられるカテーテル１４２０、１８２０、１９２０、２５２０、２６２０等の全長にわたり延在する管腔（単数または複数）からの出口（単数または複数）を提供するポートまたはポート群から投与される。マイクロバブル１８３３を血管壁の全域に向けるために、図２５Ａ〜２５Ｂにおけるカテーテル２５２０に示されている環において、または図２６のカテーテル２６２０に示されているポート２６０４のオフセットされた環のセットにおいて円周方向に配列される複数のポート２５０４があり得る。カテーテルは、完全な病変適用範囲を提供するために、平行移動させ回転させてもよい。平行移動および回転は、カテーテルの近位端の手動（医師の指示による）操作を用いるものであり得、またはカテーテルを平行移動させ、ねじることができるモーションステージを用いるものであり得る。平行移動用モーションステージは現在のＩＶＵＳにおいて広く用いられている。１つの例は、ユーザ制御器として、３段スイッチ、例えば、オフ、０．５ｍｍ／ｓおよびｌ．０ｍｍ／ｓ、を有する電池式ボックスで構成されるＶｏｌｃａｎｏ Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃｓ ＴｒａｋＢａｃｋＩＩである。

マイクロバブル１８３３は、カテーテルからの放出後、ＩＶＵＳカテーテル１４２０、１８２０、１９２０、２５２０、２６２０内の超音波トランスデューサ（またはトランスデューサ群）１４１２、１８１２からの音響放射力に曝露される。分子標的化の効率を高めるための放射力の役割の説明が、例えば、Ｒｙｃｈａｋ、他、^’’Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｆｏｒｃｅ Ｅｎｈａｎｃｅｓ Ｔａｒｇｅｔｅｄ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ ｏｆ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅｓ Ｉｎ ｖｉｔｒｏ Ｖｅｒｉｆｉｃａｔｉｏｎ^’’， ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ ＆ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｎｔｒｏｌ， ｖｏｌ． ５２， ｐｐ． ４２１−４３３， ２００５、および、Ｒｙｃｈａｋ、他、^’’Ｅｎｈａｎｃｅｄ Ｔａｒｇｅｔｉｎｇ ｏｆ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ａｇｅｎｔｓ Ｕｓｉｎｇ Ａｃｏｕｓｔｉｃ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｆｏｒｃｅ^’’， Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ＆ Ｂｉｏｌｏｇｙ， ｖｏｌ． ３３， ｐｐ． １１３２−１１３９， ２００７にさらに詳細に記載されている。これらの刊行物はどちらもその全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される。

好ましくは、音響放射力は、関心のある領域全体に印加される。ＩＶＵＳトランスデューサを用いることはこれを簡便にする。なぜなら、トランスデューサ（またはアレイ）は、完全な円周方向の適用範囲を提供するように方向付けられるからである。血管管腔の軸方向の適用範囲は、カテーテルを手動で挿入したりまたは引き抜いたりすることによって提供され得、あるいは先に言及されたＴｒａｋＢａｃｋＩＩデバイス等の機械的アプローチによって提供され得る。

加えて、ＩＶＵＳイメージングは、接着マイクロバブルを病変の大きさを明確にするマーカーとして用いて病変の範囲を調べるために用いられ得る。

ＩＶＵＳカテーテルは、周知のパルスインバージョンまたは振幅変調方法（あるいはそれらの組み合わせ）等の、バブル特定イメージング動作モードを提供するように動作され得る。しかし、マイクロバブルは動作モードとは無関係に非常に強い反射を提供するので、病変領域上のマイクロバブル適用範囲の程度は従来のＩＶＵＳイメージングモード（すなわち従来のＢモードの基本動作モード）で容易に明らかになる。ＩＶＵＳ周波数との関連で、低調波イメージングモードの可能性に大きな関心が集まっている。なぜなら、Ｇｏｅｒｔｚ、他、^’’Ｈｉｇｈ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｎｏｎｌｉｎｅａｒ Ｂ−Ｓｃａｎ Ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ Ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ Ａｇｅｎｔｓ^’’， ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ． Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｎｔｒｏｌ， ｖｏｌ． ５２， ｐｐ． １５４−１５５ （１−３）， ２００５において述べられているように、低調波は高いバブル特定性を提供し且つ、ＩＶＵＳ周波数（２０〜６０ＭＨｚで送信）における低調波動作モードで発生される周波数は計装の観点からは検出の煩わしさがより小さいからである。同文献はその全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される。何らかの最適化された規約（マイクロバブルが、例えば５分間等、ただしそれらに限定されるものではない、所定の時間、蓄積することを許す等）を用いてマイクロバブル１８３３が蓄積することを許されると、病変の大きさ（すなわち、長さおよび幅および／または深さ、あるいは直径等の寸法）を判定するべくイメージング走査が行われる。ＩＶＵＳイメージングを用いると、分子標的化されたイメージングの結果は、血管管腔表面下部の血管壁組成のＢモードイメージングの状況で捉えられ得る。この情報は、統合されて、医師の治療選択を誘導することになる。

病変の大きさが評価されると、カテーテルシステムは、超音波照射を介してマイクロバブル１８３３を破壊し、薬物送達を引き起こすために、バーストモードに切り替えられ得る。カテーテルシステムは、マイクロバブル１８３３を破壊し、薬物または遺伝子送達を提供する高出力強度動作モードに切り替えられる。トランスデューサが、要求される強度レベル（２００ｋＰａ＋）の能力があるか、または、先の開示のような変更ＩＶＵＳによるものであれば、高パワー超音波はイメージング用トランスデューサによって生成され得る。例えば、「治療用」または「破裂用」トランスデューサは「イメージング用」トランスデューサからオフセットされ得、または一方のトランスデューサを他方の上に配することによって、一致され得る。一般的には、一致したイメージング且つ治療／破裂用トランスデューサを有することが好ましい。トランスデューサ（単数または複数）は、従来のＰＺＴセラミックまたはシリコンベースのＭＥＭＳトランスデューサ、あるいは超音波を作り出す他の形態トランスデューサであり得る。

治療／破裂モードでは、マイクロバブルが付着した病変の完全な適用範囲を達成するために、超音波は軸方向および円周方向に方々に掃引される。上述されたように、これは、円周方向に配向されたＩＶＵＳ形式を、ＴｒａｋＢａｃｋＩＩまたは同様のものを用いた軸方向移動と組み合わせて用いて達成され得る。

次に、完全な送達（すなわちすべての接着マイクロバブル１８３３が、それらを破裂させることによって消されたこと、および完全な適用範囲が検証可能な形で達成されること）を検証するために、カテーテルシステムは切り替えられてイメージングモードに戻る。

完全な治療適用範囲が達成されたと確信されれば、カテーテルシステムは切り替えられてイメージングモードに戻り、マイクロバブルがすべて破壊されたことを検証するために全病変領域が調べられる。前述同様に、マイクロバブル特定イメージングモードが好ましいが、必須ではない。

マイクロバブルが生き残り続けている領域または領域群（すなわち、マイクロバブルがすべては破裂せず、それが、該領域または領域群への薬物／遺伝子送達の不足を示す）が見いだされる場合には、破裂ステップとイメージング有効性確認ステップとの反復が、適用範囲が満足に達成されたことが確証的に示されるまで繰り返されることができる。

図２７は、本発明の例示的な実施形態、または一実施形態の一部の実装のためのコンピュータシステム１５０についての概略ブロック図である。例えば、本発明の一実施形態の方法またはシステムは、ハードウェア、ソフトウェアまたはそれらの組み合わせを用いて実装され得、適切なメモリおよび処理能力を備えたパーソナルデジタルアシスタント（ｐｅｒｓｏｎａｌ ｄｉｇｉｔ ａｓｓｉｓｔａｎｔ、ＰＤＡ）等の、１つ以上のコンピュータシステムまたは他の処理システム内に実装され得る。コンピュータシステム１５０のすべてまたは一部は例えば、制御回路網２００、コントローラ１８００、および／またはコンピュータ２３０７のために用いられ得る。これらおよび他の実施形態において、コンピュータシステム１５０はプロセッサ５０４等の１つ以上のプロセッサを含み得る。プロセッサ５０４は通信インフラストラクチャ５０６（例えば、通信バス、クロスオーバーバー、またはネットワーク）に接続される。コンピュータシステム１５０は、通信インフラストラクチャ５０６からの（あるいは不図示のフレームバッファからの）グラフィックス、テキスト、および／または他のデータをディスプレイユニット５３０上の表示のために転送するディスプレイインターフェース５０２を含み得る。ディスプレイユニット５３０は、それが存在する場合には、デジタル式且つ／またはアナログ式であり得る。

コンピュータシステム１５０はメインメモリ５０８、好ましくはランダムアクセスメモリ（ｒａｎｄｏｍ ａｃｃｅｓｓ ｍｅｍｏｒｙ、ＲＡＭ）を含み、二次メモリ５１０を含み得る。二次メモリ５１０は、フロッピー（登録商標）ディスクドライブ、磁気テープドライブ、光ディスクドライブ、フラッシュメモリ等を表し、例えば、ハードディスクドライブ５１２および／またはリムーバブル記憶ドライブ５１４を含み得る。リムーバブル記憶ドライブ５１４はリムーバブル記憶ユニット５１８に対して周知の様式で読み出しおよび／または書き込みをする。リムーバブル記憶ユニット５１８は、リムーバブル記憶ドライブ５１４によって読み出しおよび書き込みがなされるフロッピー（登録商標）ディスク、磁気テープ、光ディスク等を表す。理解されるように、リムーバブル記憶ユニット５１８は、内部にコンピュータソフトウェアおよび／またはデータを記憶したコンピュータ可用記憶媒体を含む。

代替の実施形態では、二次メモリ５１０は、コンピュータプログラムまたは他の命令がコンピュータシステム１５０内にロードされることを可能にする他の手段を含み得る。このような手段は、例えば、リムーバブル記憶ユニット５２２およびインターフェース５２０を含み得る。このようなリムーバブル記憶ユニット／インターフェースの例としては、プログラムカートリッジおよびカートリッジインターフェース（ビデオゲームデバイスにおいて見いだされるもの等）、リムーバブルメモリチップ（ＲＯＭ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭまたはＥＥＰＲＯＭ等）および関連ソケット、ならびにソフトウェアおよびデータがリムーバブル記憶ユニット５２２からコンピュータシステム１５０に移送されることを可能にする他のリムーバブル記憶ユニット５２２およびインターフェース５２０が挙げられる。

コンピュータシステム１５０は通信インターフェース５３４を含み得る。通信インターフェース５３４は、ソフトウェアおよびデータがコンピュータシステム１５０と外部デバイスとの間を移送されることを可能にする。通信インターフェース５３４の例としては、モデム、ネットワークインターフェース（イーサネット（登録商標）カード等）、通信ポート（例えば、シリアルまたはパラレル、等）、ＵＳＢポート、ＰＣＭＣＩＡスロットおよびカード、モデム等が挙げられ得る。通信インターフェース５３４を介して移送されるソフトウェアおよびデータは、通信インターフェース５３４によって受信されることができる電子的、電磁的、光学的または他の信号であり得る信号５２８の形態のものである。信号５２８は通信パス（すなわち、チャネル）５２８を介して通信インターフェース５３４に提供される。チャネル５２８（あるいは本願明細書において開示されている任意の他の通信手段またはチャネル）は信号５２８を伝達し、ワイヤまたはケーブル、光ファイバ、ブルートゥース、電話回線、携帯電話リンク、ＲＦリンク、赤外線リンク、無線リンクまたは接続ならびに他の通信チャネルを用いて実装され得る。

本文書において、「コンピュータプログラム媒体」および「コンピュータ可用媒体」ならびに「コンピュータプログラム製品」という用語は、種々のソフトウェア、ファームウェア、ディスク、ドライブ、リムーバブル記憶ドライブ５１４、ハードディスクドライブ５１２内に搭載されたハードディスク、および信号５２８等の媒体群または媒体に広く言及するために用いられる。これらのコンピュータプログラム製品（「コンピュータプログラム媒体」および「コンピュータ可用媒体」）は、コンピュータシステム１５０にソフトウェアを提供する手段である。コンピュータプログラム製品は、コンピュータ可用媒体であって、その上にコンピュータプログラム論理を有する、コンピュータ可用媒体を含み得る。本発明はこのようなコンピュータプログラム製品を含む。「コンピュータプログラム製品」および「コンピュータ可用媒体」は、コンピュータ可読媒体であって、その上にコンピュータ論理を有する、任意のコンピュータ可読媒体であり得る。

コンピュータプログラム（コンピュータ制御論理またはコンピュータプログラム論理とも呼ばれる）はメインメモリ５０８および／または二次メモリ５１０内に記憶され得る。コンピュータプログラムは通信インターフェース５３４を介して受信され得る。このようなコンピュータプログラムは、実行されると、コンピュータシステム１５０が本発明の特徴を、本願明細書において説明されている通りに遂行することを可能にする。特に、コンピュータプログラムは、実行されると、プロセッサ５０４が本発明の機能を遂行することを可能にする。従って、このようなコンピュータプログラムはコンピュータシステム１５０のコントローラを表す。

ソフトウェアを用いて本発明が実装される一実施形態では、ソフトウェアは、リムーバブル記憶ドライブ５１４、ハードドライブ５１２または通信インターフェース５３４を用いてコンピュータプログラム製品内に記憶され、コンピュータシステム１５０内にロードされ得る。制御論理（ソフトウェアまたはコンピュータプログラム論理）は、プロセッサ５０４によって実行されると、プロセッサ５０４に本発明の機能を、本願明細書において記載されている通りに遂行させる。

別の実施形態では、本発明は、例えば、特定用途向け集積回路（ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｓｐｅｃｉｆｉｃ ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ ｃｉｒｃｕｉｔ、ＡＳＩＣ）等のハードウェア構成要素を用いてハードウェア内に主として実装される。本願明細書において記載されている機能を遂行するハードウェア状態機械の実装は当業者には明らかであろう。

さらに別の実施形態では、本発明は、ハードウェアおよびソフトウェアの両方の組み合わせを用いて実装される。

本発明の例示的なソフトウェア実施形態では、上述の方法はＳＰＳＳ制御言語またはＣ＋＋プログラミング言語で実装され得るが、他の種々のプログラム、コンピュータシミュレーションおよびコンピュータ支援設計、コンピュータシミュレーション環境、ＭＡＴＬＡＢ、あるいは任意の他のソフトウェアプラットフォームまたはプログラム、ウィンドウズ（登録商標）インターフェースまたはオペレーティングシステム（あるいは他のオペレーティングシステム）あるいは当業者にとって既知のまたは利用可能な他のプログラムで実装されることもできよう。

全体を通じて説明されているいずれの実施形態の種々のサイズ、寸法、外形、剛性、形状、可撓性および材料も所望に応じてまたは必要に応じて変更され利用され得ることを理解されたい。

本願明細書において説明されている関連構成要素およびサブシステムは、解剖学的および構造的要求および要件を提供し満足するために、ｘ、ｙおよびｚ平面の、連続した幾何学的操作範囲全体に沿うすべての形状をとってよいことを理解されたい。特に明確に反対の断りがなければ、いずれの特定の記載または図示されている作業または要素、いずれの特定の順序またはこのような作業、いずれの特定のサイズ、速度、材料、持続時間、外形、寸法または周波数、あるいはこのような要素のいずれの特に相互関係も必要条件ではない。さらに、いずれの作業も繰り返されることができ、いずれの作業も複数の構成要素によって遂行されることができ、且つ／またはいずれの要素も複製されることができる。さらに、いずれの作業または要素も除外されることができ、作業の順序は変化することができ、且つ／または要素の相互関係は変化することができる。本発明の態様は所望に応じてまたは必要に応じて様々なサイズ、外形、形状、組成および材料を有し得ることを理解されたい。

要約すると、本発明は特定の実施形態に関して記載されているが、多くの変更、変形、修正、代替、および同等物が当業者には明らかであろう。本発明は、本願明細書において記載されている特定の実施形態による範囲内に限定されるものではない。実際、本願明細書において記載されているものに加えて、上述の記載および添付の図面から、本発明の種々の変更が当業者には明らかであろう。従って、本発明は、すべての変更および同等物を含む、以下のクレームの精神および範囲によってのみ限定されると考えられるべきである。

或る例示的な実施形態の上述の詳細な記載および図面を読むことから、さらに他の実施形態が当業者には容易に理解される。数多くの変形、変更、および追加の実施形態が可能であり、従って、このような変形、変更、および実施形態はすべて本出願の精神および範囲内にあると見なされるべきであることを理解されたい。例えば、本出願のいずれの部分（例えば、題、分野、背景、概要、要約、図面等）の内容にも関わりなく、特に明確に反対に断らない限り、本出願、または本出願に対する優先権を主張するいずれの出願のいずれのクレームにも、いずれの特定の記載または図示されている作業または要素も、このような作業のいずれの特定の順序も、あるいはこのような要素のいずれの特定の相互関係も含める必要はない。さらに、いずれの作業も繰り返されることができ、いずれの作業も複数の構成要素によって遂行されることができ、且つ／またはいずれの要素も複製されることができる。さらに、いずれの作業または要素も除外されることができ、作業の順序は変化することができ、且つ／または要素の相互関係は変化することができる。特に明確に反対の断りがなければ、いずれの特定の記載または図示されている作業または要素、いずれの特定の順序またはこのような作業、いずれの特定のサイズ、速度、材料、寸法または周波数、あるいはこのような要素のいずれの特に相互関係も必要条件ではない。従って、記載および図面は、本質的に例示的なものと認識されるべきであり、限定的なものと認識されるべきではない。さらに、何らかの数または範囲が本願明細書において記載されている場合、特に明確に別に断らない限り、該数または範囲はおおよそのものである。何らかの範囲が本願明細書において記載されている場合、特に明確に別に断らない限り、該範囲はその中のすべての値およびその中のすべてのサブ範囲を含む。本願明細書において参照により援用される資料（例えば、米国／外国特許、米国／外国特許出願、書籍、記事等）内の情報はいずれも、このような情報と本願明細書において明記されている他の記載および図面との間に不一致が存在しない範囲までのみ参照により援用される。本願明細書におけるいずれかのクレームを無効にする不一致を含むかまたは本願明細書に対する優先を求める等の不一致のある場合には、参照により援用されるこのような資料におけるこうした不一致のある情報はいずれも本願明細書において特定的に参照により援用されない。

（実施例）
以下の例は、どのように本発明を作製して使用するのかの完全な開示および記載を当業者に提供するために提示されるものであって、発明者らが自分たちの発明と見なすものの範囲を限定するように意図されるものでもなければ、後述の実験が、遂行されたすべてまたは唯一の実験であることを示すように意図されるものでもない。用いられた数（例えば量、温度等）に関する正確性を確実にするための努力がなされているが、いくらかの実験誤差およびずれは容赦されたい。別に示されない限り、部分は重量部であり、分子量は重量平均分子量であり、温度は摂氏度によるものであり、圧力は大気圧またはその付近の圧力である。

本研究の目的は、とりわけ、血管内超音波法カテーテルが、バルーン血管形成術後にマイクロバブル運搬体からブタ冠動脈壁へのプラスミドＤＮＡトランスフェクションを媒介することができるかどうかを判定することであった。

Ａｔｌａｎｔｉｓ ＳＲ Ｐｒｏ血管内超音波法（ＩＶＵＳ）カテーテル（Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ，Ｎａｔｉｃｋ，ＭＡ）が、方形波パルス発生器（ＳＰ−８０１， Ｒｉｔｅｃ Ｉｎｃ．， Ｗａｒｗｉｃｋ， ＲＩ）からの外部励起を可能にするように変更された。負単極パルスの中心周波数は５ＭＨｚ、ＰＲＦは５ｋＨｚ、および振幅は−５９０Ｖに設定された。カテーテルシースのプラスチックチューブ材から１ｍｍ離れた距離におけるＩＶＵＳトランスデューサの圧力出力が、較正された水中聴音機（ＧＬ−０２００， Ｏｎｄａ Ｃｏｒｐ．， Ｓｕｎｎｙｖａｌｅ， ＣＡ）をトランスデューサの幅を越えて横方向に走査することによって測定された。ＩＶＵＳビームの対応する−６ｄＢビーム幅は０．４４ｍｍであり、焦点において約２ＭＰａを生成した−Ｒａｈｉｍ、他によって用いられている音圧に相当する。Ｒａｈｉｍ、他^’’Ｓｐａｔｉａｌ ａｎｄ ａｃｏｕｓｔｉｃ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｄｅｐｅｎｄｅｎｃｅ ｏｆ ｍｉｃｒｏｂｕｂｂｌｅ−ｍｅｄｉａｔｅｄ ｇｅｎｅ ｄｅｌｉｖｅｒｙ ｔａｒｇｅｔｅｄ ｕｓｉｎｇ ｆｏｃｕｓｅｄ ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ^’’， Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｇｅｎｅ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ， ｖｏｌ． ８， ｐｐ． １３４７−１３５７， ２００６を参照されたい。同文献はその全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される。

ラット血管平滑筋細胞が、インビトロにおいて、音響透過性のＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）（Ｂｉｏｃｒｙｓｔａｌ， Ｗｅｓｔｅｒｖｉｌｌｅ， ＯＨ）チャンバ内で２４時間培養され、約７５％集密度に達した。赤色蛍光タンパク質（ＣＭＶ−ＲＦＰ）をエンコードするプラスミドが、以上で記載された通りに陽イオン性脂質マイクロバブル（３０μｇ／１５０ｅ８バブル）の表面に静電結合され、ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）に注入された。ＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）は３７°Ｃのウォーターバス中に沈められ、ＩＶＵＳトランスデューサは（０．５ｍｍ離れた）並行線に沿って１．５ｍｍ／ｓの速度でＯＰＴＩＣＥＬＬ（商標）を横切って平行移動され、細胞の１×２ｃｍのエリアを１度だけ超音波（ｎ＝３）に曝露した。この６分の曝露の間、各細胞は（ビーム幅に基づき）約０．３秒間のみ超音波照射された。細胞は２４時間増殖することが許され、その後、蛍光顕微鏡検査法（励起５１２ｎｍ）を用いてＲＦＰ遺伝子発現について分析された。マイクロバブルおよびＩＶＵＳの送達を受けて平均０．１７％の細胞２７０２がうまくトランスフェクトされたのに対して、プラスミド結合マイクロバブルにのみ曝露された細胞２７０４においては大きなトランスフェクションは観察されなかった。図２８Ａを参照されたい。トランスフェクション効率は低かったが、それは、以上で援用されるＲａｈｉｍ、他等の他の研究に匹敵しており、ＩＶＵＳトランスデューサの狭いビーム幅（−６ｄＢ）（０．５ｍｍ未満）の効果であり得る。推定１２％の細胞は−６ｄＢビーム幅の外側に配置されており、十分な超音波強度に曝露されなかった可能性がある。細胞の超音波照射領域および非超音波照射領域の位相差画像は、図２８Ｂにおける、超音波照射細胞の細胞密度２７０２’と比べた非超音波照射細胞の細胞密度２７０４’によって示されるように、細胞密度において５２％の差を明らかにした。

変更された血管内超音波法カテーテルを用いた、大動脈平滑筋細胞へのプラスミド結合マイクロバブルの送達および超音波照射後のＣＭＶ−ＲＦＰのインビトロにおける発現の結果として、図２８Ａは、インビトロにおけるトランスフェクション効率を、ＩＶＵＳのない場合（２７０４）またはある場合（２７０２）の蛍光細胞の割合として示す、（ｎ＝３、エラーバーは標準偏差を表す、ｐ＝０．００２８）。図２８Ｂは、超音波照射の２４時間後における細胞密度によって示されるように、ＩＶＵＳ曝露がＳＭＣ生存力を約５２％低下させたことを示す、（ｎ＝３、エラーバーは標準偏差を表す、ｐ＝０．００４７）。

以上に記載されているように、インビボにおいてブタ左前区下行（ＬＡＤ）冠動脈に対してバルーン血管形成術が遂行された。Ｔｈａｒｐ、他、^’’Ｌｏｃａｌ ｄｅｌｉｖｅｒｙ ｏｆ ｔｈｅ Ｋ（Ｃａ）３．１ ｂｌｏｃｋｅｒ， ＴＲＡＭ−３４， ｐｒｅｖｅｎｔｓ ａｃｕｔｅ ａｎｇｉｏｐｌａｓｔｙ− ｉｎｄｕｃｅｄ ｃｏｒｏｎａｒｙ ｓｍｏｏｔｈ ｍｕｓｃｌｅ ｐｈｅｎｏｔｙｐｉｃ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ａｎｄ ｌｉｍｉｔｓ ｓｔｅｎｏｓｉｓ^’’， Ａｒｔｅｒｉｏｓｃｌｅｒｏｓｉｓ， Ｔｈｒｏｍｂｏｓｉｓ ａｎｄ Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｂｉｏｌｏｇｙ， ｖｏｌ． ２８， ｐｐ． １０８４−１０８９， ２００８も参照されたい。同文献はその全体が本願明細書においてそれへの参照により援用される。血管形成術の後、トランスデューサの上流２ｃｍに配置されたＩＶＵＳガイドカテーテルを通じてプラスミド接合マイクロバブルが輸注された。血管形成術の元の部位へのトランスデューサの共局在化は血管造影法によって判定された。マイクロバブル注入の持続時間の間（約４分、図２９の２８０２参照）、血管形成術の部位はＩＶＵＳに曝露された。図２９は、麻酔され、カテーテルを挿入された３５ｋｇ雄ブタについてのタイムラインを示す。血管形成術によってバルーン損傷が２０分間遂行された（１．３：１．０膨張比）。損傷の後、プラスミド（ＣＭＶ−ＲＦＰ）をコーティングされたマイクロバブルが、回路を変更した血管内超音波法（ＩＶＵＳ）カテーテルを通じて損傷の部位に輸注された。超音波照射はＩＶＵＳ探触子によって５ＭＨｚ、１ＭＰａにおいて遂行された。プラスミド−マイクロバブル超音波照射の７２時間後、血管は、安楽死させた動物から除去され、凍結組織切片作成、染色および分析のために処理された。７２時間（３日）の回復期の後、動脈は切除され２８０４、凍結切片作成および核染色（ＤＡＰＩ）のために処理された。プラスミド−マイクロバブルの曝露を受けたが、ＩＶＵＳは受けなかった、血管形成術ＬＡＤおよびコントロール右総頸動脈（ｒｉｇｈｔ ｃｏｍｍｏｎ ｃａｒｏｔｉｄ、ＲＣＣ）からの、１ｍｍ相隔たった３つの任意の６μｍ厚スライスが分析された。トランスフェクション効率は、蛍光顕微鏡検査法によって観察され、管腔壁の周辺細胞においてのみ存在した。

図３０Ａは、上記で言及されたスライスのうちの１つの周囲付近の画像のセットである。同図は、変更された血管内超音波法カテーテルを用いた、血管形成術後のブタ冠動脈へのプラスミド結合マイクロバブル送達および超音波照射の後のＣＭＶ−ＲＦＰのインビボにおける発現が、ＬＡＤ冠動脈２９００の最も内側の細胞２９０２に局所化されたことを示す。図３０Ｂは、図３０Ａのボックス「Ｂ」内に示されている画像のより高倍率のものであり、白いバー２９０４は１００μｍの目盛りを示す。図３０Ｃは、ブタの右頸動脈２９１２（超音波照射されなかった、すなわち、血管形成術およびＤＮＡコーティングマイクロバブルの適用が遂行されたが、超音波照射は遂行されなかった）における蛍光細胞の割合、および＋／−１標準偏差として表された遺伝子トランスフェクションをグラフで示す棒グラフであり、同じ動物におけるブタのＬＡＤ２９１４（超音波照射された、すなわち、血管形成術およびＤＮＡコーティングマイクロバブルおよび超音波照射が適用された）と比較されている（ｎ＝３スライス、エラーバーは標準偏差を表す、ｐ＝０．００６３）。図３０Ｄ〜３０Ｅは、図３０Ｃにおけるグラフの被検体であった頸動脈２９２２（図３０Ｄ）およびＬＡＤ２９２４（図３０Ｅ）の画像を示す。図３０Ｄおよび３０Ｅにおける白いバー２９３４は各々５０μｍの目盛りを示す。効率の定量化は、発現している血管周辺細胞の平均割合として算出された。ＩＶＵＳ曝露を用いたＬＡＤは２３．３±６．０％のトランスフェクションを生じさせたのに対して、右総頸動脈（ＲＣＣ）は３．６±２．６％のトランスフェクションを生じさせた（ＩＶＵＳによる超音波照射の故にトランスフェクション効率は６．５倍増加した）。インビトロおよびインビボにおける結果の両方について有意性を判定するためにスチューデントのｔ検定が遂行された。

結果は、とりわけ、ＩＶＵＳは、本願明細書において記載されている超音波条件を用いて損傷冠動脈壁への遺伝子トランスフェクションを促進することができることを示す。以上の研究は、通常の血管形成術に従い且つ同じ手続きの間に、ＩＶＵＳを用いて、マイクロバブル媒介の遺伝子送達が、集束された様式で遂行されることができ、上述された制約の多くを回避することを示す。ＩＶＵＳへの新しい変更、例えば出力圧力の変化を用いる将来の研究は達成可能であるはずであり、本発明の一部として、血管壁内へのプラスミドＤＮＡのより高いトランスフェクション効率およびより深い浸透を提供することが想定されていることを理解されたい。

（参考文献）
後に列挙されている以下の特許、出願および刊行物は、各々それらの全体が本願明細書において参照することより援用されている。本願明細書において開示されている本発明の種々の実施形態のデバイス、システム、および方法は、以下の参照文献、出願、刊行物および特許において開示されている態様を利用してよく、これらの文献はそれらの全体が本願明細書において参照により援用されている。

Claims (22)

1. 近位端部と遠位端部と管腔とを有する細長状チューブ部材であって、該管腔は、該細長状チューブ部材の全長の少なくとも一部を通って延在し、該遠位端部は、被検体の処置部位またはその近傍に進むように寸法が決められ、適合される、細長状チューブ部材と、
   該管腔と流体結合しているマイクロバブルデバイスであって、該マイクロバブルデバイスは、該デバイスの中への物質の流れを受ける少なくとも１つの投入ポートと、該マイクロバブルデバイスからマイクロバブルを射出するように構成される射出ポートとを含む、マイクロバブルデバイスと、
   該少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合している第２のチューブ部材と、
   該第２のチューブ部材と該投入ポートとの間のシールを維持するように適合される圧力継手機構と
   を含み、
   該圧力継手機構は、該射出ポートを除いて該マイクロバブルデバイスを取り囲むマクロチャンバを含み、該マクロチャンバは、該マクロチャンバの外部の圧力よりも大きい内部圧力まで内部が加圧されるように構成される、カテーテルシステム。
2. 前記圧力継手機構は、前記ポート内に細長状嵌入凹部を含み、該細長状嵌入凹部は、前記第２のチューブ部材の外径よりも大きい幅を有し、該細長状嵌入凹部は、該第２のチューブ部材の該外径よりも小さい高さを有する、請求項１に記載のシステム。
3. 前記マクロチャンバは、前記マイクロバブルデバイスの内部圧力とおよそ同じ圧力まで加圧される、請求項１に記載のシステム。
4. 前記マイクロバブルデバイスは、前記投入ポートのうちの３つを含み、前記マクロチャンバは、該マイクロバブルデバイスの該３つの投入ポートと流体結合している３つのマクロ投入ポートを含み、前記第２のチューブ部材は、該３つのマクロ投入ポートのうちの１つと流体結合しており、第３のチューブ部材は、該３つのマクロ投入ポートのうちの少なくとも１つの他のものと流体結合している、請求項１〜３のうちのいずれか一項に記載のシステム。
5. 前記第２のチューブ部材は、前記細長状チューブ部材の前記管腔を通って延在し、前記少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合しており、前記マイクロバブルデバイスは前記投入ポートのうちの３つを含み、該投入ポートのうちの２つは、該第２のチューブ部材の外壁と該細長状チューブ部材の内壁との間に画定される空間と流体結合しており、該第２のチューブ部材は、該マイクロバブルデバイスにガスを送達するように構成され、該第２のチューブ部材の該外壁と該細長状チューブ部材の該内壁との間に画定される該空間と流体結合している該投入ポートのうちの該２つは、バブルの外殻を形成するための液体を受けるように構成される、請求項１に記載のシステム。
6. 前記第２のチューブ部材は、前記細長状チューブ部材を通って延在し、前記少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合し、前記マイクロバブルデバイスは、該投入ポートのうちの３つを含み、第３のチューブ部材が、該細長状チューブ部材を通って延在し、該投入ポートのうちの第２のものと流体結合し、該投入ポートのうちの第３のものが、該第２および第３のチューブ部材の外壁と該細長状チューブ部材の内壁との間に画定される空間と流体結合しており、該第２および第３のチューブ部材は、バブルの外殻を形成するために該２つの投入ポートに液体を送達するように構成され、該第３の投入ポートはガスを受けるように構成される、請求項１に記載のシステム。
7. 前記第２のチューブ部材は、前記細長状チューブ部材の前記管腔を通って延在し、前記少なくとも１つの投入ポートのうちの１つと流体結合し、前記マイクロバブルデバイスは、該投入ポートのうちの３つを含み、第３および第４のチューブ部材が、該細長状チューブ部材を通って延在し、該３つの投入ポートのうちの第２および第３のポートと流体結合しており、該第２のチューブ部材は、該１つの投入ポートにガスを送達するように構成され、該第３および第４のチューブ部材は、バブルの外殻を形成するために該第２および第３のポートに液体を送達するように構成される、請求項１に記載のシステム。
8. 前記マイクロバブルデバイスは、前記細長状チューブ部材の前記遠位端部内に固定され、前記射出ポートは、該細長状チューブ部材の遠位端を直接通って、または該細長状チューブ部材の該遠位端部の壁を通って開口する、請求項１〜７のうちいずれか一項に記載のシステム。
9. 前記マイクロバブルデバイスは、マイクロフルイディクスデバイスを含む、請求項１〜８のうちいずれか一項に記載のシステム。
10. ポンプと、前記細長状チューブ部材からマイクロバブルを射出するように該ポンプを制御する電気信号を出力するように構成される制御回路網とをさらに含む、請求項１〜９のうちいずれか一項に記載のシステム。
11. 前記制御回路網は、ＥＣＧ波形を特徴付ける入力信号を受信し、前記マイクロバブルデバイスによって発生されたマイクロバブルの、前記細長状チューブ部材からの射出を制御するために前記ポンプを駆動する信号を該ポンプに出力し、それにより、該細長状チューブ部材からのマイクロバブル射出を、該ＥＣＧ波形によって特徴付けられる心周期にペース調整するように構成される、請求項１０に記載のシステム。
12. 前記制御回路網は、前記ポンプをトリガするために用いられる前記ＥＣＧ波形の検出波の間の遅延時間を含むように構成され、前記遅延時間は、送達のための標的の位置の、ＥＣＧ波形が検出される前記心臓からの距離の関数である、請求項１１に記載のシステム。
13. 前記細長状チューブ部材の前記遠位端部内にトランスデューサをさらに含み、該トランスデューサは、電気エネルギーを超音波エネルギーに変換し、超音波エネルギーを電気エネルギーに変換するように構成される、請求項１〜１２のうちいずれか一項に記載のシステム。
14. 前記トランスデューサは、前記細長状チューブ部材の外部の物体をイメージングするイメージングモードにおいて動作可能であり、超音波エネルギーを用いてマイクロバブルを破裂させる破裂モードにおいても動作可能である、請求項１３に記載のシステム。
15. 前記射出ポートは、環内に円周方向に配列され、前記細長状チューブ部材を囲むパターンにマイクロバブルを方向付けるように適合される複数の射出ポートを含む、請求項１に記載のシステム。
16. 前記射出ポートは、オフセットされた複数の環のセットの、円周方向に配列される複数の射出ポートを含む、請求項１に記載のシステム。
17. 前記細長状チューブ部材の少なくとも一部を平行移動させることおよび回転させることのうちの少なくとも１つを遂行するように構成されるモーションステージをさらに含む、請求項１〜１６のうちいずれか一項に記載のシステム。
18. 前記トランスデューサは、前記イメージングモードで動作するように構成されるイメージング用トランスデューサと、前記破裂モードで動作するように構成される破裂用トランスデューサとを含む、請求項１３に記載のシステム。
19. 前記細長状チューブ部材は、追加の管腔と、該追加の管腔内のイメージング用カテーテル位置とをさらに含む、請求項１〜１８のうちいずれか一項に記載のシステム。
20. 前記イメージング用カテーテルは、光コヒーレンストモグラフィ（ＯＣＴ）イメージング用カテーテルを含む、請求項１９に記載のシステム。
21. 前記遠位端部の表面に曝される複数の電線であって、それらの間にＡＣまたはＤＣ電気エネルギーを印加するように構成される電線をさらに含む、請求項１〜２０のうちいずれか一項に記載のシステム。
22. 前記細長状チューブ部材の前記遠位端部と熱的に結合している加熱要素をさらに含む、請求項１〜２１のうちいずれか一項に記載のシステム。
    

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