JP2001503301A - 経血管ｔｍｒ装置および方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 動脈または静脈を介して経心筋血管再生を行うカテーテルアセンブリ（３３）を使用し、心筋層冠状動脈を介してＴＭＲチャンネル（２７，２８）を形成し、心筋層を介して短絡する。手術中に治療剤を多数の治療剤とともにＴＭＲチャンネルに注入する。

Description

【発明の詳細な説明】 経血管ＴＭＲ装置および方法 発明の分野 この発明は経心筋血管再生(transmyocardial revascularization)に関する。 発明の背景 経心筋血管再生（ＴＭＲ）は心臓疾患の幾つかの外科治療の一つである。冠状 動脈バイパス外科手術、バルーン血管形成および冠状動脈ステント設置は、心臓 血管病の結果として冠状動脈が制限され閉塞された後に心臓への血流を増加する よく知られた方法である。これらの方法は心臓への血液供給を増加する。経心筋 血管再生は他の方法をとるものであり、心室内空間と連通するように、心臓の筋 肉に直接、パンチングし、レーザ光線を当て、焼き焦し（lasing）、ドリリング し、またはコアリング（coring）してチャンネルを形成する。ＴＭＲで形成され たチャンネル（channel）は、心臓筋肉または心筋層の全厚さにわたって延びて いてもよい。これらのチャンネルが完全に開いていないという理由により、これ らのチャンネルの形成は、心筋層への血液の供給に関する明らかに有益な治療上 の効果を有する。ＴＭＲにより形成されたチャンネルは血液を心室から心筋層に 直接流し、心筋内動脈／毛細血管網に血液を供給するが、ＴＭＲにより形成され たチャンネルは、治療上の効果を長続きさせるために、開通性（ptancy）（開口 したまま）を持続し維持しなければならないことは完全には明瞭ではない。チャ ンネルを形成する行為は新しい血管の成長を刺激し、冠状動脈からの血液の供給 が悪くなっている心臓の部分への血液の供給を増進することが推測されている。 ＴＭＲを行う様々な方法と装置が使用され、試みられた。ＴＭＲの初期の使用 は、センらの「心筋血管再生の方法としての鍼療法のさらなる研究」、６４サー ジェリィ（Surgery）８６２（１９６８）で議論されている。この研究では、Ｔ ＭＲは、バイオプシー針、トレフィンおよびカニューレを用いて達成される。そ の記事は、そのときに良好な治療上の効果を示す他の多くのＴＭＲ研究を議論し ている。 アイタ（Aita）の米国特許第５，３８０，３１６号（１９９５年１月１０日） の「手術中の心筋装置血管再生の方法」は、レーザを使用し、心臓の外側から心 筋層および心内膜を介して心臓内空間内にレーザ光線を当ててチャンネルを形成 することを記載している。その装置は使用中左心室にある。アイタは、柔軟なカ テーテルと、胸部の切り口を介して心臓の外表面にレーザを当てることができる 光ファイバー導波管とを提供している。アイタの他の仕事である米国特許第５， ０９３，８７７号（１９９２年３月３日）の「光ファイバーレーザ装置」におい て、アイタは、動脈内で使用されるレーザカテーテルはレーザエネルギーを動脈 壁に当てることを避けるように設計されるべきであることを教示し、動脈の側壁 の穿孔の可能性をうわさによれば大いに減少するレーザレンズを提案している。 同様に、アベラ（Abela）の米国特許第５，０４１，１０９号の「血管の再疎通 および他の心臓病の治療のためのレーザ装置」は、血管の内部でレーザカテーテ ルの使用中における特に血管の穿孔を避けるように設計されたレーザを提案して いる。 ２１テキサス心臓学会誌第２３０号（１９９４年１１月３日）のコーレイ（Co oley）らの「経心筋レーザ血管再生」は、開胸術を用いて患者の胸部を開いて心 臓をレーザに露出するＴＭＲの典型的なケースを提案している。レーザは、心臓 を貫通して左心室に至るチャンネルを形成するのに使用される。各チャンネルの 心外膜側は、止血後の凝固または縫合によって閉じられる。この処置において、 レーザパルスは、心筋の収縮に対応する患者のＥＫＧのＲ波と同期する。後の評 価により、心臓の治療領域や、レーザで形成されたチャンネルに明らかに対応す る幾つかの開存性チャンネル（patent channels）における有益な効果が示され た。 発明の概要 以下に説明する装置および方法によると、心臓を囲む冠状動脈または静脈から 経皮的にあるいはもっと簡単に経心筋血管再生を達成できる。この試みの一つの 利点は、大腿または首の小さな切り口を経てアクセスし、血管を通して挿入され る器具を用いて達成でき、既存の血管床（vascular bed）すなわち冠状動脈ま たは静脈を利用して、従来の技術により要求される非常に侵入的な開胸術を経て 胸部空間に進入する必要性が回避されることである。他の利点は、血管再生によ って引き起こされる残出血（residual bleeding）が、胸部空洞や心膜空間に流 れるのではなく、冠状動脈に流れることである。 経皮的経心筋血管再生を達成するのに、広範な新しい装置が使用される。一つ の実施例では、機械的穿孔装置が偏向カテーテル（deflecting catheter）と組 み合わされて、冠状動脈または静脈のいずれか一つから心筋層に横向きにチャン ネルを穿孔することができるカテーテルアセンブリを形成する。他の実施例では 、エンド・ファイアリング・レーザ（end−firing laser）が偏向カテーテルと 組み合わされて、サイド・チャンネリング・カテーテル・アセンブリ（side ch anneling catheters assembly）を形成する。他の実施例は、レーザレンズア センブリを選択して適用するサイド・ファイアリング・レーザ（side firing laser）からなり、深くて狭いチャンネルを心筋層に形成する。さらに他の実施 例はＲＦカテーテルを使用して、血管壁および心筋層にチャンネルを形成する。 明瞭にするために、心筋層にチャンネルを形成するこれらの全ての手段を一般に チャンネリング・カテーテル（channeling catheters）といい、それらを心臓 で行う行為を一般にチャンネリングというが、さらに詳しくは、ケースによって は、パンチング（punching）、ボアリング（boring）、トンネリング（tunnelin g）、バーニング（burning）、アブレーティング（ablating）、レージング（la sing）、ベーパライジング（vaporizing）、カッティング（cutting）、コーテ ライジング（cauterizing）等ということがある。 経心筋血管再生は囲まれた装置を用いて達成される。また、他の関連する手順 も達成される。例えば、冠状動脈−心筋−冠状動脈の吻合（shunt）が形成され てもよい。この結果、冠状動脈血管の閉塞部分（occluded portion）の回りに バイパスが形成され、ここでそのバイパスが心筋層を貫通する。心室空間または 他の腫瘍な冠状動脈血管と連通することなく、冠状動脈から心筋層にチャンネル が形成されてもよい。このように、広範な血管形成の吻合手順（shunting proc edure）が以下に説明する装置を用いて達成される。 図面の簡単な説明 図１は、左心室にアプローチしたＴＭＲカテーテルを示す心臓の正面図である 。 図２は、左心室にアプローチしたＴＭＲカテーテルを示す心臓の部分断面側面 図である。 図３は、手順の変形例を示す心臓の部分断面側面図である。 図４は、経皮的に達成された前方心筋吻合（anterio−myocardial shunt）を 示す心臓の部分断面側面図である。 図５は、オープン動脈内膜除去術（open endarterectomy）と組み合わされた 手順の変形例を示す心臓の正面図である。 図６は、偏向カテーテルとチャンネリングカテーテルを含むカテーテルアセン ブリの基本的な実施例を示す。 図７は、偏向カテーテルとチャンネリングカテーテルのアセンブリの先端チッ プの詳細図である。 図８は、偏向カテーテルとチャンネリングカテーテルのアセンブリの先端チッ プの詳細図である。 図９は、偏向カテーテルとチャンネリングカテーテルのアセンブリの先端チッ プの詳細図である。 図１０は、チャンネリングカテーテルチップの詳細図である。 図１１は、チャンネリングカテーテルチップの他の実施例の詳細図である。 図１２は、２パート偏向ガイドカテーテルの断面図である。 図１３は、２パート偏向ガイドカテーテルの断面図である。 図１４は、使用中の２パート偏向ガイドカテーテルを示す図である。 図１５は、使用中の２パート偏向ガイドカテーテルを示す図である。 図１６は、偏向ガイドカテーテルとエンド・ファイアリング・レーザ・ガイド ワイヤからなるＴＭＲカテーテルの断面図である。 図１７は、サイド・ファイアリング・レーザカテーテルの断面図である。 図１８は、サイド・ファイアリング・レーザカテーテルの断面図である。 図１９は、サイド・ファイアリング・レーザで使用されるレンズアセンブリの 詳細図である。 図２０は、サイド・ファイアリング・レーザで使用されるレンズアセンブリの 詳細図である。 図２１は、偏向ガイドカテーテルとＲＦカテーテルからなるＴＭＲカテーテル の断面図である。 図２２は、別個のガイドワイヤとチャンネリングカテーテルルーメンを備えた ＴＭＲカテーテルアセンブリの断面図である。 図２３は、治療剤注入ルーメンを有するＴＭＲカテーテルの断面図である。 図２４は、治療剤注入ルーメンを有する他の実施例のＴＭＲカテーテルを示す 図である。 図２５は、治療剤注入ルーメンを有するさらに他の実施例のＴＭＲカテーテル を示す図である。 図２６は、治療剤注入ルーメンを有するさらに他の実施例のＴＭＲカテーテル を示す図である。 発明の詳細な説明 図１は、前からみた人間の心臓を示す。医学用語では、これは心臓の前方図と いう。以下に説明する手順を参照すると、主要な構造は、符号１で全体的に示す 左心室と、右心室２と、左冠状動脈（ＬＡＤ）３および該左冠状動脈の左前方下 行分岐（left anterior descending branch）４と、弓状彎曲動脈（circumfl ex artery）５および心室内分岐動脈（intraventricular branch artery）６ （両者は心臓の後方面に位置するように破線で示されている。）と、右冠状動脈 ７およびマージナル分岐（marginal branch）８または右冠状動脈とを含む。上 行大動脈１０と下行大動脈１１を含む大動脈９は、冠状動脈を使用して経皮的Ｔ ＭＲを達成する本発明の方法に要求される冠状動脈へのカテーテルのアクセスを 与える。上位（superior）大静脈１２は、心臓を囲む静脈を介して経皮的ＴＭＲ 手順を達成するのに要求される種々の冠状静脈へのアクセスを与える。大心臓静 脈１３や後方静脈のような静脈は、大静脈を通してアクセスしてもよい。心臓の 他の重要な構造が示されているが、それらは以下の本発明の説明に関係がない。 これらの構造は、右心房１４と左心房１５を含む。ＴＭＲチャンネリングカテー テル１６がそこに示され、該チャンネリングカテーテルによって新しいチャンネ ルが形成されることを示している。カテーテルは患者の鼠蹊部の大腿動脈から先 端ＬＡＤに挿入されており、これは、セルディンガー技術（Seldinger techniq ue）を使用する大腿動脈へのカテーテルの経皮的挿入、または大腿動脈 の切り込み（cutdown）によって達成される。カテーテルは、下行大動脈１１の 上、大動脈弓の上方、および上行大動脈１０の下方に導かれ、そこで左冠状動脈 およびＬＡＤに曲がり、左心室１または心室内隔膜に横たわっているＬＡＤ４の 先端部に至る。ＴＭＲは、以下に説明する装置と方法を用いて、このルートを通 して達成してもよい。こに比べて、ＴＭＲを達成する従来の方法は、心臓の前方 および側方の表面を露出し、心臓の外部から心外膜を通して孔を穿孔しまたはレ ーザで焼き焦し、心外膜に到達し貫通する。破線のマトリクスの孔で示された典 型的なＴＭＲ手順により心臓の外部から形成されたＴＭＲチャンネルの外部位置 は１７と１８で示されている。 図２は、人間の心臓の左側からみた側面図である。この図では左冠状動脈３と ＬＡＤ動脈４が目だっており、左心室の前方壁２３を走っている。また、短い長 さの左屈曲動脈５がこの図に見られ、それは心臓の後方に導かれている。冠状静 脈２４と後方下行右冠状動脈２５もまたこの図に見られる。左心室の壁は非常に 厚く、心臓の最も強い筋肉である。それは最も虚血（ischemia）や梗塞（infarc t）の影響を受けやすい。この理由により、本発明は、左心室壁と該左心室に供 血する動脈との治療を参照して説明するが、その手順と装置の有益な効果は心臓 のあらゆる領域に使用することができことが認められるべきである。したがって 、図２に示すように、チャンネリングカテーテル１６はＬＡＤ４の先端部４ｄの 中に延びている。以下に幾つかの実施例で説明するチャンネリングカテーテル１ ６は、左心室壁２３の後方面と連続するＬＡＤの後方壁２６を通り、また左心室 壁を通って左心室房に至るまで穿孔するのに使用される。冠状静脈２４と右冠状 動脈２５の下行分岐から、他のチャンネルが図示するように形成されてもよい。 この方法で形成されるチャンネル２７，２８および２９は、該チャンネルが心 臓の表面から始まる代わりに動脈の内側から始まること以外は、オープンＴＭＲ で形成されるチャンネルにあらゆる面で類似している。チャンネルは、動脈の病 気の閉塞部分から始まっていてもよし（チャンネル２７）、健康で開出した部分 から始まっていてもよい（チャンネル２８と２９）。そのようなチャンネルが経 血管ＴＭＲ手順で形成されることが期待されている。チャンネリングカテーテル が取り除かれると、小さな穿孔とチャンネル開日を除き、ＬＡＤは完全に残る。 それらは時間的に治癒し、あるいは治療されて開いたままにされて、心筋内チャ ンネル２７，２８および２９を横切って冠状動脈に入った後に、生体血管を通る 流れの利益を付加する。 オープンＴＭＲ手順で典型的であるように、チャンネルの起始部（origin）は 手順が完結した後に直ちに閉じられてもよい。しかしながら、即座の止血は要求 されない。出血が心臓周囲の空間ではなく冠状動脈内に流れる結果、進入点の即 座の閉塞が必要でないからである。このようなチャンネルの幾つかが経血管ＴＭ Ｒ手順で形成されることが期待されている。チャンネリングカテーテルが取り除 かれると、時間的に治癒する小さな穿孔を除き、ＬＡＤは完全に残る。幾つかの 開出したチャンネルは残って、ＴＭＲ手順の有益な効果を与える。ある例では、 チャンネルの起始部は治療して開いたままにしておいてもよい。血液は、新たに 形成されたチャンネルを介して、あるいは治療に応答して成長する新たな血管を 介して、絶滅の危機に瀕した心筋層（endangered myocardium）に到達するよう にしてもよい。血液は、チャンネルを通って流れることにより、脅かされた心筋 層（threatened myocardium）に到達し、本来（native）の冠状動脈に入り、続 いて既存（existing）の冠状動脈の先端セグメント（distal segment）によっ て供給される心筋層の領域に至るようにしてもよい。 このように、心膜表面の即座の閉塞を要求するオープンＴＭＲ技術や、心内膜 表面から形成されるチャンネルの深さの注意深い制御または心外膜の孔（punctu re）の即座のシールに依存する心内膜技術に比べて、ここに記載された経血管Ｔ ＭＲの方法および装置は、チャンネルの起始部または心外膜の開口を閉塞するこ となく、都合よく使用してもよい。したがって、経血管ＴＭＲの技術により、外 科医はＴＭＲチャンネルを本来の血管と組み合わせて、予め存在する本来の血管 を利用して、ＴＭＲチャンネルから離れた領域の血流を向上させることができる 。 図２を参照して説明したように、チャンネリングカテーテルを用いて形成され たチャンネルは、心筋層の全厚さを通って延び、左心房と連通する。チャンネル は、一般に、左心室壁に垂直であってもよいが、心筋層への進入角度を高くして より簡単に形成される。図２には、ＬＡＤから約６０°の角度で示されている。 これにより、チャンネリングが促進され、以下に説明する機構がより深くより小 さな冠状動脈で実行され、装置の材料の要求が低くなる。チャンネルの他の角度 は有益な効果のために使用することができる。図３には、心筋層への非常に低い 進入角度が使用されている。この結果、チャンネルはLADの横で、該ＬＡＤに平 行に形成される。図４には、低い進入角度の湾曲したチャンネルが使用され、ス テント（stent）またはグラフト（graft）を用いて開いた状態に維持される心筋 層の前方のシャント（anterio−myoacrdial shunt）３０を形成している。LAD ４の閉塞セグメント（occluded segment）の回りのバイパスは、ポルト−シス テミックシャンティング（porto−systemic shunting）に類似した方法で達成 される。手順のさらなる変形例として、動脈内膜除去術に使用される切り込み（ cutdown）を介して動脈に挿入された短く柔軟なシャフトにチャンネリング装置 を装着することで、オープンチェスト動脈内膜除去術と組み合わせて、以下の説 明する装置を使用してもよい。この手順は図５に示されている。図５には、LAD ４の切り込み３２が示され、該切り込みを介してLADにカテーテルが挿入されて いる。動脈内膜除去術を達成するこの方法は古い技術であるが、ある状況では依 然として医学的に必要とされる。動脈内膜除去術と経血管ＴＭＲの組合せは、心 嚢をさらに引裂くことがないＴＭＲの利益を与える。 図６は、カテーテルアセンブリの基本的な実施例を示す。このカテーテルアセ ンブリ３３は、先端から基端に走るルーメンを有する偏向カテーテル３４と、該 偏向カテーテルのルーメン内に配置されたチャンネリングカテーテル３５とを含 む。偏向カテーテルとチャンネリングカテーテルは共に、冠状動脈血管内に経皮 的挿入することができるフレキシブルで細長い管状部材である。多くの適切なカ テーテル材料が商業的に入手できる。カテーテルは、長さが約１００−２００ｃ ｍ、好ましくは約１３５ｃｍであり、大腿の大腿動脈アクセスポイントから心臓 の周りの冠状動脈に至るようになっている。偏向カテーテル３４はその先端３６ に偏向チップ３７を有する。この偏向チップ３７は、チャンネリングカテーテル がルーメンから押し出されたときに、チャンネリングカテーテルの先端チップ３ ８を、アセンブリの長手軸３９から離れるように導く。偏向カテーテル３４は、 その基端に、出口と、チャンネリングカテーテルおよび／または該チャンネリン グカテーテル用制御機構の通路に対する血液密封シールとを有する。チャンネリ ングカテーテルが動作する血管と、チャンネリングカテーテルが形成する新たな ＴＭＲチャンネルとの洗浄または吸引のために、追加のルーメンが設けられても よい。これらの追加のルーメンには、サイドポート４１が設けられてもよい。チ ャンネリングカテーテルは、心臓にチャンネルを形成する手段を先端チップに有 している。このチャンネル形成手段は、機械切断または穿孔アセンブリ、ハイパ ワーレーザビームを出力する光ファイバー、またはハイパワーＲＦエネルギーを 出力するＲＦ電極であってもよい。チャンネリングカテーテルの基端４２は、特 にチャンネリングカテーテル自身の前進移動によって穿孔を行う機械穿孔の実施 例では、偏向カテーテルの基端からハンドリングに都合の良い距離だけ延びてい てもよい。電気的、光学的、および／または機械的制御機構が、適当な基端ハブ ４３を介して偏向カテーテルに取り付けられてもよいし、基端ハブ４４を介して チャンネリングカテーテルに取り付けられてもよい。 図７は、偏向カテーテルとチャンネリングカテーテルのアセンブリの先端チッ プの詳細図である。偏向カテーテルの偏向チップ３７は、非外傷性丸鼻チップ４ ７と、長手方向に向けられたルーメン４９と対向する偏向面４９と、ルーメン４ ９と連通する横向き開口５０とからなる。偏向チップのルーメン４９は、偏向カ テーテルの長さ分だけ延びている偏向カテーテルのルーメン５１と連通している 。図８は、偏向カテーテルの他の構造を示す。ここでは、偏向面とルーメンは一 体に形成され、滑らかに弧を描く偏向ルーメン５２を形成している。この偏向ル ーメンは、偏向カテーテルルーメンとの結合部で長手軸３９とほぼ一致する長手 方向から曲がり、開口部で半径方向に曲がる。チャンネリングカテーテル３５が 偏向カテーテルを通って先端側に押されると、チャンネリングチップは偏向チッ プに案内されて長手軸からある角度で偏向カテーテルを脱出する。偏向の角度と 、心筋層への進入角度は、偏向面の角度によって決定される。偏向カテーテルは 、本発明者らの前の特許、フォガティ（Fogarty）の米国特許第４，７７４，９ ４９号（１９８８年１０月４日）の偏向ガイドカテーテルに従って組み立てられ てもよい。 チャンネリングカテーテルは、操縦可能なカテーテルを使用して適当な角度で 心筋層に導かれてもよい。図９は、中央ルーメン５７とサイドルーメン５８を有 する操縦可能なカテーテル５６を示す。チャンネリングカテーテル３５は中央ル ーメン内に存在し、操縦可能なカテーテルの先端チップの外へ前進されるように なっている。サイドルーメン５８内のプルワイヤ５９は、操縦可能なカテーテル の基端に延びて適当な制御機構に接続している。接続機構は、機械的引張装置や ロックダウン（lock−down）であってもよいし、形状記憶プルワイヤが使用され る電流供給装置であってもよい。チップの制御を増加するために、幾つかのプル ワイヤが操縦可能なカテーテルの中で使用され、カテーテルの回りに半径方向に 分散されてもよい。操縦可能なカテーテルは、当業者に公知の種々の他の実施例 が使用されてもい。カテーテルアセンブリの全ての実施例が偏向カテーテルとチ ャンネリングカテーテルの組合せを必要とするわけではなく、また冠状動脈およ び静脈内からＴＭＲチャンネルを形成することができる装置の他の実施例を構成 してもよいことに注意すべきである。図１７は、以下に詳細に説明するが、その ような一つの実施例を示し、ここでは、サイドファイアリングレーザカテーテル がＴＭＲチャンネルを形成するのに使用されている。 次に、チャンネリングカテーテルを血管を介して心筋層に導く種々の手段と、 種々の穿孔機構を説明する。最も簡単な形態では、穿孔装置は、鋭い先端と冠状 動脈壁を貫通して心筋層に進入するのに十分な柱強度とを備えた剛性ワイヤパン チで形成される。また、ステンレス鋼またはニチノールハイポチューブが、心筋 層を貫通して穿孔するのに使用される。実際には、最初の穿孔を剛性ワイヤまた はハイポチューブのいずれかを用いて行ない、そしてコアリング装置（coring device）を剛性ワイヤまたはハイポチューブ上に通す。剛性ガイドワイヤを用い た心筋層の穿孔が困難である場合には、初期の穿孔をハイポチューブを用いて行 ない、続いてハイポチューブを介してガイドワイヤを設置し、そしてハイポチュ ーブを引き出し、ガイドワイヤをそこに残してコアリングカテーテル（coring catheter）の挿入を容易にする。 図１０は、穿孔カテーテルチップ（boring catheter tip）の第１の好まし い実施例の詳細図である。この装置は、ホールソー（hole saw）またはオープ ンドリルビット（open drill bit）に類似している。穿孔カテーテルシャフト ６１には、ボア（bore）６０が溶接、接着、はんだ付けにより取り付けられてい る。ボア６０はラジアルカッティングブレード６２を支持している。このラジア ルカッティングブレード６２は矢印６４で示す回転方向に対向するカッティング エッジ６３ａと６３ｂを有する。ガイドワイヤ装着リング６５が対向するカッテ ィングブレードを連結している。ガイドワイヤ装着リングは好ましくは標準の冠 状動脈ガイドワイヤに嵌るような内径を有する（０．０１４、０．０１６または ０．０１８インチが標準である）。標準サイズの穿孔チップを説明すると、原型 （prototype）は、内径０．０１５インチ、長さ０．０２５インチのガイドワイ ヤ装着リングと、径０．１インチ、長さ０．０６０インチのボアと、厚さ０．０ ０７インチ、高さ０．０５０インチ、ピッチ約４５°のブレードを有している。 ボアの先端縁は、図１０に示すように、鋭い縁を備えるか、図１１に示すように 、鋸歯状の縁６６を有していてもよい。穿孔チップの内側には、中央にガイドワ イヤルーメン６８を備えた回転カッティングコア６７がある。カッティングコア の先端縁は鋭くされ、そして、カットされた心筋組織を穿孔カテーテルのルーメ ンに押し込むために、僅かにピッチが付けられている（pitched）。カッティン グコアは断面がやや丸く、穿孔カテーテル内にカットされた心筋組織を保管する ために空間を残している。カテーテルは、穿孔チップおよびカッティングコアに より取り出された心筋組織の量に応じて、動作中のクリーニングまたは交換のた めに取り除かれなければならない。カッティングコアは、カテーテルの技術分野 、特にアテレクトミィ（atherectomy）装置や内視鏡検査回転装置で公知である ように、モータとクラッチのアセンブリによって回転駆動される。 コアリングカテーテルを適切に設置する最も都合のよい信頼性のある方法は、 まず心筋層に剛性ガイドワイヤを挿入し、該ガイドワイヤの上にコアリングカテ ーテルを配設する。コアリングカテーテルに対する設計要求は、偏向カテーテル がコアリングカテーテルの挿入前に取り除かれるならば、大きさと柔軟性の点で 過酷さが少なくなる。コアリングカテーテルはガイドワイヤの上を通る。これは 、心筋層を通して適切に穿孔されたときに、コアリングカテーテルを用いて形成 されたチャンネルが心筋層を介してガイドワイヤの通路を追行することを保証す る。 この手順の変形例に対して、偏向カテーテルは図１２に示すように修正すること ができる。偏向カテーテルの分離可能な先端チップ６９は偏向面４８を構成し、 偏向カテーテルの残部から長手方向に分離可能である。偏向チップは偏向チャン ネル５２の後半部７０を含む一方、カテーテルの残部は偏向チャンネル５２のガ イドカバー７１を構成する。偏向チップは、カテーテルの長手方向にスライド可 能な部材７２と一体に形成され、接続されている。ガイドカバー７１は、カテー テルのメインルーメン７３に接続され、一体に形成されている。カテーテルのこ の部分は、偏向チャンネルを覆い、ガイドワイヤまたは偏向ルーメン内の他の装 置を案内し、捕獲する。これらの２つの半部分が互いにその位置に保持されると 、それらは横向き開口を備えたサイド偏向カテーテルを形成する。カテーテルの 偏向チップ部とカバー部が図１３に示すように分離されると、ガイドワイヤは密 着偏向カテーテル（closely fitting deflecting catheter）から解放される 。カバー部と偏向部は、ガイドワイヤを偏向カテーテルとともに後方に引張るこ となく、一度に引き戻してもよい。偏向カテーテルの２つの半部分は、カテーテ ルの２つの半径方向セグメントとして構成することもできる。それらは、それら のセグメント間に長手方向に互いに移動可能なルーメンを形成する。 使用に際しては、図１４に示すように、ガイドワイヤはルーメンを通して押さ れ、湾曲偏向チャンネルによて偏向されて、カテーテルの側面から外に出る。カ テーテルを離れると、ガイドワイヤは心筋層に進入し、該心筋層を完全に貫通す る。ガイドワイヤをそのままにして、カバー部７１を引き戻し、図１５に示すよ うに偏向チャンネルを開く。カバー部を引き戻すことにより、ガイドワイヤが偏 向ルーメンから解放される。もし望まれるなら、分離可能な偏向チップ６９とカ バー７１は、穿孔カテーテルをガイドワイヤの上に設置する前に、引き戻しても よい。カテーテルが２つの部分であることで、ガイドワイヤルーメンはガイドワ イヤをしっかりとは把持しないし、また偏向チップの引き戻しは、ガイドワイヤ を取り除くことを脅かさない。この手順の変形例では、偏向チップはそこに残し てもよいし、一方穿孔カテーテルはガイドワイヤに沿って通し、これによりそれ はそこに存在していて、他のＴＭＲチャンネルを形成するのに使用する用意がで きる。カテーテルの外径７４は、ターゲットの冠状動脈血管と同じ大きさであっ てもよく、約４−５ｍｍの径である。ガイドワイヤルーメンの内径は、ほぼ標準 のガイドワイヤの大きさである（現在は０．０１４、０．０１６または０．０１ ８インチが冠状動脈ガイドワイヤの標準の径である。）。 以上の説明は、機械的穿孔でもって経血管ＴＭＲ手順を達成する装置について なされた。レーザは、外部ＴＭＲ（exterior ＴＭＲ）で使用され、心内膜アブ レーションＴＭＲ手順で提案されているが、経血管ＴＭＲ手順における使用のた めには修正される。なぜなら、レーザはサイドファイアリングレーザとすること ができるし、デリバリーカテーテルの設計が促進されるからである。しかしなが ら、レーザパワーを心筋層に供給して清浄で狭いチャンネルを形成するのに使用 されるレンズおよび光学系には、種々の設計変更がなされなければならない。従 来のサイドファイアリングレーザおよびエンドファイアリングレーザは、レンズ の前で直接少量の組織のみを蒸発させるので、本質的には仲介的な装置（contac t devices）である。もし深いチャンネルをレーザで形成することが望まれるな ら、レンズを接触させて心筋層組織をレーザで焼き焦がす際に、そのレーザレン ズを心筋層に押し込まなければならない。これはアイタの米国特許第５，３８０ ，３１６号に記載されている。アイタの米国特許に記載されているようなレーザ アセンブリは、カテーテルに装着され、残りのアセンブリは、前述したようにチ ャンネリングカテーテルを偏向ガイドカテーテルを通して供給する際に、使用さ れる。チャンネリングカテーテルは、ガイドワイヤを用いてあるいは用いずに偏 向ガイドカテーテルを通して供給してもよいし、あるいは、機械的穿孔カテーテ ルに関して前に説明したように、偏向ガイドワイヤを引き戻した後にガイドワイ ヤの上を通してもよい。図16は、偏向カテーテル内でのエンドファイアリングレ ーザの使用を示している。エンドファイアリングレーザカテーテルまたはレーザ ガイドワイヤ７５は、偏向ルーメン５２に存在している。サポートコイル７６は 、心筋層を通って前進している間に、レーザガイドワイヤチップに対する円柱形 サポートを与える。光ファイバー７７はレーザカテーテルの中心に結束されてい る。レーザエネルギーは光ファイバーの端から先端側に向けられる。径が０．０ １８インチの適当なレーザガイドワイヤはアメリカ合衆国、コロラドリ帳コロラ ドスプリングのスペクトラネティクス・コーポレーション （Spectranetics Corporation）から入手できる。スペクトラネティクスのレー ザガイドワイヤは、管状動脈の閉塞部をレーザで焼き焦がすように設計されてい るが、偏向ガイドワイヤと組み合わせることで、経血管ＴＭＲにも適用できる。 心筋層を貫通できるようにするために、剛性先端チップを用いるような修正を行 ってもよい。より大きな径のエンドファイアリングレーザを使用してもよいが、 その径は、冠状動脈内で利用できる空間や、カテーテルの必要な偏向により課さ れる限定によって制限される。 エンドファイアリングレーザの代案は、図１７に示すサイドファイアリングレ ーザである。レーザカテーテル８１は、カテーテル本体８２と、該カテーテル本 体の基端から先端に走る光ファイバー８３とを含む。ここで、光出口８４は、光 ファイバーの平坦な先端であり、光をレンズアセンブリ８５に導く。ミラー８６ はレンズアセンブリと対向し、レーザ光を側方の光窓８７に導くように傾斜して いる。光窓８７はカテーテルの側壁の切欠きであってもよいし、透明な充填材料 であってもよい。カテーテルは、迅速交換チップ８８を備えていてもよい。それ は、レーザカテーテルを冠状動脈血管内に案内するのに使用されるガイドワイヤ ８９を収容している。 光ファイバー８３は、５０から２００ミクロンのコア径と０．１２から０．２ ６の範囲の開口数（numerical aperture）を有する融合シリカファイバー（fus ed silica fiber）であることが好ましい。開口数は、光線と光軸の間の角度 の正弦（sine）に光が進行する媒体の屈折率を乗じて規定されるが、光線が光フ ァイバーを出るときの光線の発散の指標（indicator）とみなすことができる。 開口数、ビーム拡散（beam spreading）およびビーム強度損失（loss of bea m intensity）は、レーザビームの関連物理的特性であり、これらは、心筋層を 完全に貫通して狭いチャンネルを形成することができる深く浸透するレーザビー ムを与えるために制限されることが好ましい。例えば、もし０．２６の開口数を 有する１００ミクロンの径のファイバーが使用されるなら、該ファイバーから放 射される光はアップコリメート（up−collimated）される。光線をコリメートす るには、ビーム径の増加に相当するファクターによって開口数を減少させる。し たがって、レンズアセンブリによって１ｍｍ（１０００ミクロンに等しい）の ビームに拡大される１００ミクロンのコリメートされた光ビームを放射する１０ ０ミクロンのファイバーに対しては、有効開口数は０．０２６である。これは、 レンズアセンブリを離れるレーザ微無が１ｍｍ進行する毎に０．２６ｍｍ発散す ることを意味する。典型的には、長さが２ｃｍまでのチャンネルは、心筋層を貫 通して形成されるので、レーザビームは、心筋層を通ってチャンネルを形成する 際に、約０．５２ｍｍだけ発散する。この小さな発散は、心筋層に大きな孔を形 成するような極めてパワフルなレーザビームを使用することなく、心筋層を貫通 して焼き焦がすのに十分なパワーのビームを与える。レンズアセンブリによって 形成されるサイドファイアリング、フリービームおよび非発散のレーザカテーテ ルにより、左心質と冠状動脈または静脈との間に吻合（shunts）を形成するのに 望まれるような形状に、心筋層にチャンネルを形成することができる。 レーザカテーテルの機能を向上するために、種々の構成のカテーテルが使用さ れ、レーザ光窓と血管の側壁との間を流れる血液の量が制限される。そのような 一つの構成では、レーザが冠状動脈血管と心筋層に接触状態で照射され、図１７ に示すように光窓と半径方向に対向するカテーテルにバルーン９０が設けられる 。このバルーンは、光窓を血管に直接圧接するために膨張させられる。膨張ルー メン９１はカテーテルの基端まで延びて、塩溶液のような膨張流体を供給される 。図１８に示す他の実施例は、光窓と該光窓に半径方向に対向して位置するバル ーン９０とに対して基端側に位置する基端側閉塞バルーン９２を示している。各 バルーンに対して膨張流体ルーメンが設けられ、あるいは両ルーメンに対して単 一のルーメンが使用されてもよい。洗浄流体ルーメン（flushing fluid lumen ）９３は光窓の近傍でカテーテルの外面と連通している。使用に際しては、基端 側バルーンを膨張させて血管を閉塞し、塩溶液を洗浄ルーメンを介して供給し、 基端側バルーンの先端側の閉塞空間に血液を流す（flush）。サイドバルーン９ ０は光窓を血管壁に圧接するために膨張させられる。先端バルーン（不図示）は 光窓を血管から完全に隔離するために使用されてもよい。これにより、洗浄ルー メンは、バルーン間の閉塞空間を澄んだ塩溶液で満たすために使用される。図１ ９は、カテーテルの他の実施例を示し、該カテーテルは、ロープロフィール（lo wprofile）のガイドワイヤルーメン９４と、超音波ルーメン９５とを有する。血 管内超音波プローブ９６は血管壁と心筋層を可視化し、これによりレーザカテー テルを操作する外科医はチャンネリング操作中に光窓が心筋層に向いていること を確認することができる。 代案として、カテーテルの向きを合わせるのにＡモード超音波を使用してもよ い。これは、少なくとも一つの超音波変換器をカテーテルに装着することによっ て達成され、これにより超音波は主としてサイドファイアリングレーザが指し示 す方向に向けられる。反射率（reflectance）のピーク、さらに詳しくは、反射 率ピーク間の距離は、カテーテルが正しい方向を指し示したときに指示される。 反射率ピーク間の距離は、測定器またはモニタ上で遅れずに測定されるが、血管 と心臓筋肉との界面、心筋層と心室内空間との界面、血管と心膜空間との界面、 心膜と胸骨との界面のような、組織界面間の距離に相当する。ピークが非常に接 近したときは、一般にカテーテルが心筋層から離れていることを示し、そのピー クは、超音波信号が透過できる冠状動脈の壁、心膜、および該心膜を越える構造 の相対位置を示す。ピーク間の距離が増大すると、カテーテルが心筋層に向かっ ていることを示す。心室内空間と連通するチャンネルを形成することが望まれる 場合には、カテーテルは反射率ピークが最小相対距離だけ離れるまで回転しなけ ればならない。カテーテルが隔壁に直接対面したり、カテーテルが回転されて横 開口が左心室に接近する場合には、ビームが横切る心筋層の断面がある相対的最 小値まで小さくなるので、ピークは互いに接近するように見える。その後、ビー ムが横切る心筋層が再び大きくなると、カテーテルの光窓が心筋層からさらには なれるように回転するので、ピークはさらに離れる。 レーザビームは、３０８ｎｍの波長を有するエキシマーレーザ（excimerlaser ）によって供給される。スペクトラネティクス・インコーポレーテッドおよび種 々の他のレーザメーカは適切なレーザを供給している。約３０−６０ｍＪ／ｍｍ² のレーザパワーを有するレーザは、２−３ｍｍの厚さの心筋層組織に１ｍｍの 貫通チャンネルを形成するのに使用される。医学用に商業的に入手可能なＣＯ₂ レーザを使用することもできる。レンズアセンブリ８５は、図１７から１９に詳 細に示されている。レンズアセンブリ８５はカテーテル８１内に配置され、カテ ーテル壁８２の間に保持されている。レンズアセンブリは光窓８７の基端側 に位置している。光ファイバー８３はルーメン９７内に保持されている（他の如 何なる支持手段も使用することができる。）。光ファイバー出力８４は、コリメ ートされたレーザビームを、光ファイバー出力８４の即先端側でカテーテル壁８ ２の間に配置され固定された凹レンズ９８に導く。凸レンズ９９は凹レンズの即 先端側で、光窓８７の直前に配置されている。この構造は、望遠鏡のレンズアセ ンブリの単純な例である。ミラー面１００は、コリメートされた光をカテーテル の長手軸に対してある角度で横方向に、光窓の上方で傾斜している。反射各はミ ラーの角度を変えることによって変更することができる。レンズは、１００ミク ロンの初期径から１ｍｍまでレーザビームを拡大する一方、コリメーションを回 復し、ビーム発散を最小化するのに役立これは、レンズがビームをアップコリメ ート（up−collimate）し、ビームの発散を減少するのに役立つことを意味する 。このようにして、レーザおよびレンズアセンブリは、心筋層に深いチャンネル を形成するのに十分なパワーと緻密（tight）なコリメーションをもって光窓か ら出るレーザビームを提供する。図２０は、代案のレンズアセンブリを示し、こ れは光ファイバー出口８４とレーザミラー８６の間に装着された球形レンズかな なっている。 心筋層を通るチャンネルを形成する他の機構は、ＲＦ（無線周波数）カテーテ ルである。ＲＦアブレーションカテーテル（RF ablation catheters）は心内 膜アブレーション（endovascular ablation）、アリスミアス（arrhythmias） の制御、および狭窄傷害部の血管アブレーション（endovascular ablation）に 使用されてきた。ＲＦ電気メス器具（RF electrocautery tools）は、種々の 身体組織を通して切断するのに使用されてきた。ＴＭＲカテーテルとして使用す るために、図21に示すように、偏向カテーテル３４の内側の小径のＲＦカテーテ ルの１０３の先端チップに、ＲＦ電極が装着されている。ＲＦ電極は１０４は、 電気ワイヤ１０６を介してＲＦ発生器１０５に電気的に接続された導体である。 適当なＲＦ発生器は、エルマン・インコーポレーテッド（Elman Inc．）によっ て供給されるサージトロン（Surgitron：登録商標）にように、商業的に入手可 能である。０．２５−１ｍｍの径の電極チップは心筋層を通る役０．４−２ｍｍ の狭いチャンネルを形成す る。電極は、１極（monopolar）モードで作動されるが、この場合、パッチ電極 （patch electrode）が患者の皮膚に設置されて、ＲＧＦ電極に必要な電気通路 が完成される。カテーテルは、接地電極をＲＦカテーテルまたは偏向カテーテル の基端側に設置することにより２極能力（bipolar capability）を備えていて もよい。使用に際しては、ＲＦチャンネリングカテーテルを偏向カテーテルから 血管壁に接触するまで前進させる。接触すると、血管壁を貫通するのに十分な高 いパワーレベルで、ＲＦエネルギーを電極に供給し、電極チップを基端側から押 して、血管壁を通過させ、心筋層を通過させる。図１８に示されたものと類似の バルーンをカテーテルを隔離し安定させるためにそこで使用し、ＲＦチャンネリ ングカテーテルと偏向カテーテルを組み合わせて使用して、カテーテルを血管壁 に押圧し、偏向カテーテルの開口を適切な方向に向けて維持するようにしてもよ い。 カテーテルチップは、チャンネリングカテーテルを使用した詳細でもって、図 ２２に拡大されて示されている。偏向カテーテル３４は、偏向カテーテルを通っ て延びて該偏向カテーテルの先端チップ３６の外に出るガイドワイヤルーメン１ ０７を有している。この実施例の偏向ルーメン５２はステンレス鋼製のハイポチ ューブのような小さなチューブ１０８からなり、それは横方向に曲がり、カテー テルの半径方向の面を出て、横開口５０で開口する。先端チップ３６はポリウレ タンのようなプラスチック材料からなっている。この構成は、蛍光透視法で見る ことができる放射線不透過性偏向ルーメンを与える。これにより、プラチナ、タ ンタル等のような多くの放射線不透過性材料を偏向ルーメンに使用してもよいし 、種々の放射線半透過性材料が偏向カテーテル先端チップに使用してもよいこと が分かる。ガイドワイヤルーメンが偏向カテーテルの全長にわたって延びる場合 には、このように構成されたカテーテルは、二重ルーメンオーバーワイヤ偏向カ テーテル（dual lumen over−the−wire deflecting catheter）である。 前述した装置全体の説明は、冠状動脈血管を介してＴＭＲチャンネルの形成を 可能にするのに十分である。チャンネルを形成するのに多くのチャンネリングカ テーテルを使用してもよい。レーザまたはＲＦエネルギーのいずれかを用いて機 械的に心筋層内にチャンネルを形成する種々の手段について説明したが、チャン ネリング器具の多くの他の実施例が考案され、前述した本発明を包含する装置に 使用してもよい。本発明者らは偏向／操縦カテーテルとチャンネリングカテーテ ルの組合せの形態で発明を例示したが、カテーテルを偏向／操縦することとチャ ンネルを形成することの２つの機能を、偏向／操縦手段とチャンネル手段の両方 を用いて、単一のカテーテルに組み合せてもよい。一つのそのような実施例は図 １８のサイドファイアリングレーザである。他のそのような実施例は、プルワイ ヤ操縦機構を、図１６を参照して説明したレーザガイドワイヤの壁に組み入れる ことによって考案してもよい。 本発明者らは、周囲の組織に過度の損傷を与えることなく、適当な径のチャン ネルを容易に形成することができる幾つかの実施例を考案した。チャンネルを形 成した後、該チャンネルは他のルーメン内治療で処理して、開通を高めるように してもよい。バルーン血管形成はＴＭＲチャンネルの上で行ってもよい。ステン ト、ステント移植片（stent grafts）、オートロガス静脈移植片（autologousv ein grafts）はＴＭＲチャンネルに設置して、それらを拡張された時間の間、 物理的に開いた状態に保持するようにしてもよい。 開通（patency）を維持したり、すぐ隣で新しい血管成長を刺激するために、 ＴＭＲ手順を援助し増大する拡大ファクター（growth）、薬剤（drug）または他 の治療剤が、新たに形成されたチャンネルの壁の上または中に直接に注入しても よい。治療剤は、ＴＭＲチャンネルの上流で、注入カテーテルを介して形成した 後、冠状動脈（または他の血管）に注入してもよい。静脈または動脈の両方に注 入するためには、治療剤は、該治療剤が新たに形成されたＴＭＲチャンネルに流 れるのに十分な圧力で、ＴＭＲチャンネルの近傍で注入してもよい。治療剤はＴ ＭＲチャンネルが形成された後に当該ＴＭＲチャンネルに直接注入してもよい。 さらに都合のよいことに、前述したチャンネリングカテーテルは、チャンネリン グカテーテルから直接に注入できるように、インフュージョンカテーテル（infu sion catheter）構造と組み合わせて使用することができる。図２３はこの目的 に適した実施例を示す。チャンネリングカテーテル１０９は、ルーメン１１と、 該ルーメンから外面に連通するインフュージョンポート１１２とを有するインフ ュージョンカテーテル１１０内に配置されている。インフュージョンポー トが配置されているインフュージョンセグメント１１３は約２ｃｍの長さである 。したがって、チャンネリング／インフュージョンの組合わせカテーテルが心筋 層内にある間に、治療剤は解放される。これは、分離したチャンネリングカテー テルを引き戻した後、ＴＭＲチャンネルを見つけてそこに進入する必要性を回避 する。チャンネリングカテーテルは、前述した全ての構成や他のチャンネリング 装置をを含む種々の構成を有していてもよい。図２３では、チャンネリングカテ ーテルは２極ＲＦカテーテル１０３である。それは、非絶縁チップ１１５を有す るインナーコンダクターワイヤ１１４と、非絶縁先端面１１７を有するアウター コンダクターリング１１６とを備えている。アウターコンダクターリングは、イ ンナーコンダクターワイヤの回りに同軸に装着され、そして絶縁リング１１８を 備えたインナーコンダクターワイヤから絶縁されている。アウターコンダクター リングはコイル状のワイヤカテーテル１１９を介してグランドに接続され、イン ナーコンダクターワイヤはＲＦ電源に接続されている。コイル状のワイヤカテー テルは、ステンレス鋼または他の適切な導体からなっている。コンダクターワイ ヤおよびコイル状のワイヤカテーテルの全表面は、インナーコンダクターの先端 チップとアウターコンダクターリングの先端チップを除き、パリレンまたはＰＴ ＦＥのような絶縁材で絶縁されている。ＲＦカテーテル１０３の基端部は、ポリ エチレンまたは他の適切なカテーテル材料でカプセルに入れられてもよい（enca psulate）。コイル状ワイヤの先端部は、コイル間に１または複数の間隙を有し 、それはインフュージョンポートとなり、コイルワイヤのルーメン内の流体がカ テーテルの先端を囲む空間に出るのを許容し、これによりカテーテルの先端にイ ンフュージョンセグメントを形成する。 図に記載されたＲＦカテーテルの部材は、偏向カテーテルの偏向ルーメン内に 嵌るように大きさが決められ寸法が定められる。コイル状ワイヤのカテーテルの 外径は０．０２０インチであり、インナーコンダクターワイヤとコイル状ワイヤ カテーテルとの間にフロールーメン（flow lumen）を与えるのに十分な大きさ の内径を備えている。コイルを形成するワイヤは径が約０．００４インチである 。アウターリングの径は０．０３インチである。インナーコンダクターワイヤは ０．００２５０−０．００５インチのニチノールまたはステンレス鋼ワイヤであ る。 インフュージョンセグメントの長さは約２ｃｍで、心筋層への注入を促進する。 図２４は、ＲＦ／インフュージョンカテーテルが他の構成で作られてもよいこ とを示している。図２４に示すように、本体は、フラットリボン１２４のコイル で補強されたプラスチックまたはポリマーのカテーテルチューブ１２３で作られ る。先端チップ１２５でのインフュージョン部は、インフュージョンカテーテル ルーメンとチャンネリングカテーテルの先端に隣接する空間との間に連通する１ または複数のインフュージョンポート１２６を含む。 図２５と２６は、ＲＦカテーテルの１極の実施例を示す。これらの実施例では 、ＲＦカテーテルの外壁を介して接続するグランドはない。この代わり、これら のカテーテルは患者の皮膚に設置されるパッチ電極と組み合わせて使用される。 １極ＲＦ電極１２７からのＲＦエネルギーのために接地するためのパッチを与え る。図２５と２６のカテーテルは、図２３と２４に示すものと類似のコイル状カ テーテルまたはコイル補強ポリマーカテーテルであってもよく、コイルはこの場 合グランドへの接続としては使用されないことに注意するべきである。 幾つかのチャンネリングおよびインフュージョンカテーテルは図２３から２６ を参照して説明したが、他の多くの構成を使用してもよい。チャンネリングＲＦ ワイヤは、インフュージョンカテーテルと一体に形成してもよい。これにより、 チャンネルを形成するため、および治療剤をチャンネルの中に注入するために、 単一の細長い部材を偏向ガイドカテーテルの偏向ルーメンの中で操縦することが できる。ＲＦチャンネリングカテーテルとインフュージョンカテーテルは分離し た部材であってもよい。すなわち、心筋層を通るルーメンが確立されると、イン フュージョンカテーテルをＲＦチャンネリングカテーテルの上に配備し（ＲＦチ ャンネリングカテーテルをガイドワイヤとして使用する）、流体をインフュージ ョンカテーテルを介してチャンネルに注入する。この場合、ＲＦプローブのイン フュージョンカテーテルチューブへの接合部は、シールされない。また、チュー ブの先端との接触部へのＲＦプローブの引込みは、バルブチップ（valvedtip） 、またはインフュージョンカテーテルへの解放可能なシールを形成する。また、 ＲＦカテーテルは、ここでは一例であるが、前述したレーザガイドワイヤやコア リングカテーテルのような他のチャンネリング手段と置き換えてもよい。 種々の治療剤を、インフュージョンカテーテルを介してチャンネルに注入して もよい。グロースファクター（growth factor）、遺伝子治療剤、および遺伝子 治療のための他の手段を、チャンネリングカテーテルがチャンネルにある間に、 新たに形成されたＴＭＲチャンネルに注入してもよい。特別なユーティリティ（ utility）は、血管内皮グロースファクター（ＶＥＧＦ）であり、それはＴＭＲ チャンネルに直接注入し、内皮細胞が増殖して新たな毛細血管を形成するのを促 進するとともに、チャンネルの内表面となる心筋細胞が内皮細胞に分化（differ entiate）するのを促進する。ｐｈＶＥＧＦ１６５（ＶＥＤＦに対してエンコー ド（encode）するＤＮＡ）、内皮細胞特定マイトゲン（endothelialcell speci fic mitogens）を含むマイトゲン（mitogens）、ＶＥＧＦに類似するグロース ファクター、血管浸透率ファクター（vascular permeable factor）、塩基性 または酸性繊維芽細胞（basic or acidic fibroblast）グロースファクター のような種々の物質を注入してもよい。グロースファクター自身を注入するより もむしろ、血管内皮グロースファクターに対してエンコードされたＤＮＡを潅流 （perfuse）することができる。ヒューマン２９３細胞（human２９３ cell）を 注入して、内皮細胞の増殖を促進してもよい。これらの化合物はそれぞれ有効な 効果を得るものとして知られている。 インフュージョンカテーテルを介して注入（infuse）またはトランスフェクト （transfect）される遺伝子治療剤は、幾つかの方法で得ることができるが、Ｔ ＭＲチャンネルに直接注入する必要はない。例えば、内皮細胞を患者の身体の他 の位置（動脈部位、または腹膜洗浄（peritoneal lavage））から採収し、チャ ンネリングおよびインフュージョンの組合わせカテーテルを介して新たなＴＭＲ チャンネルに注入してもよい。注入前に、公知の技術で内皮細胞を培養してもよ い。培養は、注入前の細胞の集団（population）を増加するために行ってもよい し、培養媒体にある問に遺伝子治療を適用するのに使用してもよい。例えば、レ トロウイルス・トランスフェクション（retroviral transfection）によってＶ ＥＧＦを過発現（over−express）するために細胞を誘発（induce）してもよい 。これにより、ＴＭＲチャンネルに供給した後、それらは隣接細胞を誘発して増 殖し内皮細胞に分化（differentiate）する。適切な遺伝子治療を用いて種々の 作 用（behaviors）が誘発される。 細胞が十分に繁殖すと、それらを懸濁液に吸い上げ（take up）、ＴＭＲ／イ ンフュージョンカテーテルを介してＴＭＲチャンネルに注入することができる。 これにより、チャンネルの内皮化（endothelialization）がより迅速になり、注 入された細胞を誘発して周囲の心筋層の新たな毛細管床（capillary bed）に組 織化（organize）する。 また、他の潜在的に有益な様々な治療剤を使用してもよい。ヘパリンまたは他 の抗血栓症剤を注入して、ＴＭＲチャンネル内での凝固を（短時間で）防止する ようにしてもよい。心筋層の浸透が痙攣や不規則鼓動を誘発（set off）する場 合には、抗痙攣剤と抗タッキィカーディア／ブラッディカーディア剤（tacchyca rdia／bradycardia drugs）を注入してもよい。一般にケモキン（chemokynes） と称される走化性細胞分裂（chemotactic cytokines）に対する拮抗薬（antago nist）（例えば、RANTESやＭＣＰ−１）は、炎症や繊維症の制限を助けるが、こ れを治療剤としてしようすることもできる。ノンステリオダル（non−steriodal ）剤および抗炎症剤を使用してもよいし、追加の治療剤を将来同定（identify） してもよい。これらの治療剤の全ては、チャンネリングカテーテルのインフュー ジョンセグメントを介してＴＭＲチャンネルに直接注入してもよい。 アイタに記載された心外膜ＴＭＲ（epicardial ＴＭＲ）を含む全ての公知の チャンネリング方法は、そこで使用されるチャンネリング装置と、図２３から２ ６を参照して説明したインフュージョン構造とを組み合わせることで改良される 。したがって、手術中の心外膜ＴＭＲは、アイタの米国特許第５，３８０，３１ ６号に従ってレーザで達成される。そこに開示されたレーザプローブは、図２３ から２６に示されるものと類似の方法で、インフュージョンカテーテルに嵌める ことができる。このように修正されたアイタの光ファイバーシステムは、ＴＭＲ チャンネルが形成される際にあるいはその直後に、チャンネルを再配置したりカ テーテルをＴＭＲチャンネルに再挿入したりする必要なしに、治療剤をそのＴＭ Ｒチャンネルに注入することができる。これにより、手術が大いに促進される。 心内膜（endocardial）ＴＭＲカテーテル（アイタの米国特許第５，３８９，０ ９ ６号（１９９５年２月１４日）の経皮的心筋層血管再生に示されているようなも の）の類似の修正は、ＴＭＲと治療剤注入の両方にＴＭＲカテーテル（細長い柔 軟なレージングカテーテル）を二重に使用するインフュージョン手段を含む結果 、チャンネリングとインフュージョンの心内膜ＴＭＲカテーテルを組み合わせた ものとなる。同様に、オープンチェストＴＭＲ手順は類似の構成で促進される。 図２３から２６のチャンネリングとインフュージョンの実施例は、アウターカテ ーテルチューブ１２８をオープンチェスト手順の間に楽に取扱うのに十分な堅さ にし、装置の全長を楽に取扱うのに十分な短さにすることで、容易に修正するこ とができる。これにより、インフュージョンカテーテルと組み合わされたＴＭＲ プローブまたはワンド（wand）を作ることができる。 以上で本発明の装置および方法の好ましい実施例を、発展する環境を参照して 説明したが、それらは本発明の原理を単に説明したものにすぎない。本発明の精 神や添付の請求の範囲から逸脱することなく、他の実施例や形態を工夫してもよ い。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＡＵ，ＣＡ，ＪＰ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．心臓にチャンネルを形成する装置において、 心筋層を介してチャンネリングするチャンネリングカテーテルと、 該チャンネリングカテーテルを冠状動脈血管を介して心臓に供給するデリバリ ーカテーテルとからなり、 前記チャンネリングカテーテルは先端インフュージョンセグメントを有するイ ンフュージョンカテーテルからなることを特徴とする装置。 ２．心臓にチャンネルを形成する装置において、 心筋層を介してチャンネリングし、少なくとも一時的に心筋層に少なくとも一 つのチャンネルを形成するチャンネリングプローブと、 該チャンネリングプローブ内にある少なくとも一つのルーメンと、該ルーメン から前記チャンネルに連通する少なくとも一つの対応するインフュージョンポー トとからなることを特徴とする装置。 ３．前記チャンネリングプローブは、シャフト、該シャフトの先端にあるＲＦ電 極、およびＲＦ電極に接続されたＲＦパワー源を有するＲＦプローブからなり、 前記ＲＦ電極と前記パワー源は心筋層を介してチャンネリングすることができ 、 前記チャンネリングプローブのルーメンは、ＲＦプローブのシャフトの周りに 同軸に配置されたチューブからなる同軸ルーメンであることを特徴とする請求項 ２に記載の装置。 ４．前記ＲＦプローブは前記チューブの先端で当該チューブにシールされている ことを特徴とする請求項３に記載の装置。 ５．前記ＲＦプローブは前記チューブの先端で当該チューブにシールされ、 前記インフュージョンポートはシール点から基端側に約２センチメートル延び た前記チューブのセグメント内に配設されていることを特徴とする請求項３に記 載の装置。 ６．前記ＲＦプローブは前記チューブの先端で当該チューブに解放可能にシール されていることを特徴とする請求項３に記載の装置。 ７．前記ＲＦプローブは前記チューブの先端で当該チューブに解放可能にシール され、 前記インフュージョンポートは前記チューブの先端側から基端側に約２センチ メートル延びた前記チューブのセグメント内に配設されていることを特徴とする 請求項３に記載の装置。 ８．心筋層にＴＭＲチャンネルを形成する方法において、 心臓にチャンネルを形成するためにチャンネリングとインフュージョンを組み 合わせた装置を準備し、該装置は、 心筋層を介してチャンネリングし、少なくとも一時的に心筋層に少なくとも 一つのチャンネルを形成するチャンネリングプローブと、 該チャンネリングプローブ内にある少なくとも一つのルーメンと、該ルーメ ンから前記チャンネルに連通する少なくとも一つの対応するインフュージョンポ ートとからなり、 前記チャンネリングとインフュージョンを組み合わせた装置を心筋層に挿入し て、前記チャンネリングプローブで心筋層に少なくとも一つのチャンネルを形成 し、 前記チャンネリングプローブのルーメンとインフュージョンポートを介して、 前記チャンネルに治療剤を注入することを特徴とする方法。 ９．前記治療剤はＶＥＧＦからなることを特徴とする請求項８に記載の方法。 １０．前記治療剤は内皮細胞からなることを特徴とする請求項８に記載の方法。 １１．前記治療剤は、過発現性ＶＥＧＦに誘発された内皮細胞からなることを特 徴とする請求項８に記載の方法。 １２．心臓にチャンネルを形成する装置において、 心臓を介してチャンネリングする手段と、 該チャンネリング手段を冠状動脈血管を介して心臓に供給する手段とからなる ことを特徴とする装置。 １３．前記チャンネリング手段は、エンドファイアリングレーザカテーテルから なることを特徴とする請求項１２に記載の装置。 １４．前記チャンネリング手段は、サイドファイアリングレーザカテーテルから なることを特徴とする請求項１２に記載の装置。 １５．前記チャンネリング手段は、ＲＦカテーテルからなることを特徴とする請 求項１２に記載の装置。 １６．前記チャンネリング手段は、機械切断カテーテルからなることを特徴とす る請求項１２に記載の装置。