JP2001520070A - 血管からの血栓光音響除去 - Google Patents

血管からの血栓光音響除去

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Abstract

(57)【要約】 人体内にある流体通路の部分的もしくはすべての閉塞部が、通路に光ファイバのアレイを配置して、一度に一回ファイバに沿って治療用放射パルスを方向付けして、衝撃波と液体力学の流れを発生させて、閉塞部に衝突して乳化される。好適な応用は、虚血性卒中の影響をなくすために、狭い脳の血管から血液血餅（血栓や塞栓）を除去することである。動作パラメータや技術は，このような光音響治療を行っている間に生じる脆い脳血管壁の熱量を最小限に抑えるように選択される。このような技術の一つは、バブルが生じると予想されるときに蒸気バブルを発生させ、光ファイバに沿って伝播しこのようなバブルを発生させないパルスを発生する熱を止める流体動力の流れの存在を光学的にモニタすることである。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、一般に、光ファイバ媒体を介して血管内に圧力波を発生させることに
より、血管から血栓を部分的かもしくはすべて除去することに関し、さらに詳し
く言えば、人体の脳内の血管から血餅を除去することに関する。「血餅」という
用語は、ここにおいて血栓、塞栓もしくは他の血管の全閉塞部を指して用いられ
る。
【０００２】 米国政府は、ローレンス・リバモア・ナショナル・ラボラトリー(Lawrence Live
rmore National Laboratory)の下、米国エネルギー省およびカリフォルニア大学
との間で結ばれた契約番号第Ｗ−７４０５−ＥＮＧ−４８号に従い本発明の権利
を有する。
【０００３】
【従来の技術】
閉塞された血管を部分的かもしくは完全に開くためにさまざまな医療処置が利用
されている。これまでは動脈壁の沈着物を機械的に変形させることにより冠状動
脈の血流を完全に回復するために血管形成術が長い間利用されてきたが、これで
は閉塞した血管を完全に開くことはできないことが多かった。また、光ファイバ
を障害物個所に対して動脈内に挿入し、動脈からプラークやある種の血餅等の障
害物を直接切除するために、レーザー技術が提案されてきたが、これらの技術も
実践面での成功は限られてくる。動脈内のプラークや血餅に音響波エネルギーを
種々に用いて障害物を機械的に破壊させることが提案されたが、これらの技術を
用いる医療処置があまり広く受け入れられていない。血管拡張や動脈にあるプラ
ークや血餅の破壊を行うために音響技術が提案されており、この技術では１以上
の光ファイバが血管内に導入され、光ファイバを介して血管へと放つ放射パルス
が障害物に向けて圧力または音響波を発生させる。
【０００４】 脳内の主要な血管は非常に小さく、一般に直径が３ミリメ─トルを超えず、ほと
んどの場所でこの直径よりもかなり小さいものである。ほとんどの脳血管は、毛
細血管になるまでその長さに沿って直径が小さくなる。また、血管幅が狭いこと
とは別に、脳血管壁が体のどの部分の血管よりも脆いものであり、周辺組織にゆ
るくつながっている。
【０００５】 脳内の血管に血栓が形成され塞栓ができると、虚血性の卒中につながる。新鮮な
血液を脳の血管へと供給する動きが突然遮断されると、これらの血管への酸素供
給が止まり、さらにこの血管が供給する脳組織への酸素供給も止まってしまう。
卒中の深刻度は、それに係る脳組織の量やその位置に左右されるものである。一
般に、脳血管が閉塞されている部分がより広範囲のものであれば、より少量の血
管よりもより多くの組織量を供給するため、それにより引き起こる卒中もより深
刻なものとなるが、閉塞された血管の直径が、１ミリメートルよりも小さい直径
であったり、もしくは１ミリメートル以下の半分の直径であっても、非常に深刻
な結果を生じる可能性が高い。
【０００６】 血流の完全な停止後６時間以内に、卒中の原因となった脳の血管の閉塞が解かれ
ると、酸素が欠乏した状態の脳組織への卒中の影響がかなりの度合いで反転され
ることが多い。この時間内に閉塞部分を除去できれば、出血の点から閉塞血管壁
の悪化が防げる。その結果、これまで多くの人によって、卒中が起きてから数時
間以内に脳の血管から血餅を除去するための技術を開発する試みがなされてきた
。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
このような技術のうちの１つは、血餅を機械的に除去するために閉塞血管にカテ
ーテルを配置することである。しかしながら、これは、血管が非常に狭く、非常
にはっきりとした曲がり目を有し、締めつけが弱く、かつ血管壁が脆いため、実
行が困難で、必ずと言っていいほどさらにダメージを与えることになる。その代
わりに、機械的に血餅を取り除く必要をなくして血餅を溶解させる目的で、溶解
薬を静脈内に投与することも多い。溶解薬を用いた場合の成功率を高める試みと
して、カテーテルを介して障壁箇所で閉塞された血管に直接注入されてきた。し
かしながら、これらの技術のうちどれも、高い成功率を得られるものではなかっ
た。
【０００８】 したがって、本発明の主要な目的は、高い成功率で人体の脳の閉塞された血管を
再度開くための技術を提供する。 本発明の別の重要な目的は、人体の他の部分から部分的もしくは全体の閉塞部を
除去するための技術を提供する。 本発明のさらなる目的は、二次的なダメージを血管に引き起こさずに、人体から
障害物を除去し、特に脳の血管から血餅を除去するための技術を提供することで
ある。 本発明の別の目的は、実践的な器具およびこれらの機能を実行するためのシステ
ムを提供することである。
【０００９】 上記および他の目的は、本発明の種々の態様により達成され、ここにおいて、簡
潔および一般的に、２次元パターンで終わる複数の小口径光ファイバを含むカテ
ーテルが、閉塞部付近に配置され、放射パルスが連続して一度に一回光ファイバ
に沿って向けられ、個々のパルスは、衝撃波とバブルの拡張および崩壊から圧力
波を生じるのに十分なエネルギーの持続時間および量を有しており、これらの両
方が障害物に向けられて、血管を介して障害物を破壊し血流を回復させる。動脈
または静脈のいずれかにある血餅はこの方法で乳化される。
【００１０】 超小口径の光ファイバを用いて、比較的少量の放射パルスエネルギーで所望の衝
撃波および圧力波を発生させることによって、血管にあてる熱量を低レベルに保
持することができる。本発明により適切に熱管理することによって、閉塞部付近
の血管壁にダメージを及ぼす可能性が少なくなり、これは脳の比較的薄壁の血管
には特に重要なことである。さらに、所望の圧力波に効率的に変換されない放射
パルスを終了させて、有益な仕事をせずに領域を過熱するエネルギーの入力を防
ぐことが望まれる。電力の入力を低く抑える以外にもさらに、カテーテルを介し
て液冷却剤が導入されて、処理中に閉塞部の領域から熱を放出させる。
【００１１】 本発明のさまざまな態様のさらなる目的、特徴および利点は、添付の図面と共に
記載した好適な実施形態の以下の記載からより理解されるであろう。
【００１２】
【発明の実施の形態】
本発明は、一般に、あらゆる人体の血管の部分的もしくはすべての閉塞部を形成
する材料を除去することに関するが、特に、血流を完全または実質的に閉塞した
血管を開くことに関する。さらに詳しく言えば、本発明の好適な実施形態は、虚
血性卒中を引き起こす脳内の血管から血餅を除去することに関する。血流が卒中
の発病から数時間以内に血管で回復すれば、閉塞された血管に永久的なダメージ
を与えることを防ぐことができる。
【００１３】 本発明の技術を卒中の症状を有する患者に適用する前に、まず始めに医師が出血
かもしくは脳血管の閉塞物のどちらに起因したものであるかを決定する。これは
通常、標準のコンピュータ連動断層撮影（ＣＴ）Ｘ線検査により決定される。Ｃ
Ｔ検査により卒中が閉塞された脳血管によって引き起こされたものであると決定
されれば、閉塞物は標準の血管撮影検査により位置決めされる。この検査はまた
、閉塞物が血餅であるか否かを決定するためにも用いられる。脳のＸ線を取りな
がら、少なくとも脳の低下した機能が卒中によるものであると思われる部分の血
管にＸ線コントラスト液を注入することによって、この検査が実行される。閉塞
物が血管内に存在すれば、コントラスト液は閉塞物を通り過ぎて流れないため、
閉塞物の向こう側に続く血管網がＸ線に投影されない。血管内の血餅または他の
障害物の血管および位置は、このようにして正確に決定される。
【００１４】 閉塞物付近に端部を有する血管内に、冷却液を運ぶためのル─メンを有する複数
光ファイバのカテーテルが挿入される。このような挿入法の１つを図１および図
２に示す。患者１５の大腿動脈１３（図１）内に細長いカテーテル１１が挿入さ
れ、カテーテルの端部３９（図２）が脳血管１７の１つの血管である血餅付近に
ある閉塞された血管４１内に配置されるまで、適切な動脈を上手く操作してカテ
ーテルを通す。血餅を溶解する目的でカテーテルを導入して血栓内に直接溶解液
を注入するために、現在用いられているものと同じ挿入技術をここで用いる。カ
テーテル１１の管（ｌｕｍｅｎ）を通して溶解液を任意に供給することで、音響
作用により血餅が乳化することから少なくとも多少の微粒子を溶解することがで
きる。しかしながら、溶解液を使用するだけでは、特別な効果は得られない。
【００１５】 カテーテル１１が一部をなすシステムも図１に一般的に示されている。ホース２
１を液体供給源に着脱可能に接続するためのコネクタ２３を有するホース２１に
マニホールド１９がカテーテル１１の管を接続する。図１に示されている供給源
は、ポンプ２５とタンク２７を含む。カテーテルを介して液体を搬送する第１の
目的は、以下に記載する乳化処理に置かれる脳血管領域から熱を除去することで
ある。これは、薄い脳血管壁に熱的ダメージを与えないように、脳血管領域の熱
の流れを全体的に制御する一制御要素となる。これらの幅が狭い血管は特に、光
音響処理が適切に制御されなければ、このようなダメージを受けやすい。また、
この領域に液体が流れると、乳化処理により血餅の微粒子を取り去りやすくなり
、また光ファイバの末端に異物が付着するのを防ぐ。液体は、等張性の生理的食
塩水または水か、もしくは医療で一般に使用されるタイプの生物的適合性のある
冷却剤であってよい。任意に、上述したように、液体には溶解液を含ませること
で、これらの微粒子が溶解しやすくなる。溶解液は、溶解液を吸収する表面積が
非常の広いため、血餅自体を溶解するよりも血餅の粒子を溶解するほうが効率的
である。
【００１６】 マニホールド１９はまた、カテーテル１１の光ファイバを束２９として器具３３
に着脱可能に接続された複数ファイバのコネクタ３１に延ばす。この器具は、医
療処置を施すのに必要な光学系と電子機器を含む。その表面に含まれているもの
は、さまざまな制御スイッチまたはキーパッド３５およびディスプレイ３７であ
る。
【００１７】 図３を参照すると、図１の搬送システムを単独で示したものである。この搬送シ
ステムは、液体ポインプ２５と器具３３の両方から取り外され、使用後に任意に
処理可能であるため、取り替え可能なものである。コネクタ３１の一端面で終了
する６本の光ファイバ４５〜５０が示されており、またその反対側の端部は、カ
テーテル３９とホース２１の間に流体通路を形成する管５１の開口部を囲むこと
によって、カテーテル端部３９で終了するように示されている。光ファイバは、
カテーテル１１の外側の可撓性シェル５３の内面に取り付けられる。任意に、管
５１は、光ファイバ４５〜５０の内側上に筒状のシェル５５によって形成される
。シェル５５は省略される場合もあり、光ファイバは、その端部３９で図３に示
されるものと同じようにカテーテル１１の全長に沿って取り付けられる必要がな
い。６本発明の光ファイバが本出願の記載を目的として示され、一般に使用され
る光ファイバの最小の本数であるが、それよりも少数もしくは多数の光ファイバ
が含まれる場合もある。一般に、光ファイバの端部は、カテーテル１１の端部で
管５１周りの円形の周辺に等間隔に配置されるが、他の配置を用いることも可能
である。
【００１８】 障害物の除去が望まれている脳血管１７（図１）の多くの内径（ＩＤ）は、図２
の血管４１に示されているように、１ミリメートルより小さく、１ミリメートル
のほぼ半分の内径のものもあり、３ミリよりも大きな内径のものはめったに見ら
れない。したがって、少なくとも脳血管を通過する端部３９に隣接した長さ部分
に対して、カテーテル１１（図２および図３）の外径（ＯＤ）は、非常に狭い血
管で鋭く曲がっている箇所を上手く操作して通すことができるほどの狭さでなれ
ばならない。狭い血管の急な曲がり箇所を通ることができるようにカテーテルの
少なくとも端部の長さが撓みを十分に持っているものでなくてはならず、また同
時に、その長さに沿って患者の外側から押し入れることができる程の強さをもつ
ものでなければならない。カテーテル１１の端部３９がその挿入部から大腿動脈
１３内に入り脳内の血餅まで届く距離は、子供または小柄の大人の場合は少なく
とも５０または７５センチメートルであり、平均的な大きさの大人の場合は平均
して約９０センチメートルである。したがって、マニホールド１９とその端部３
９との間のカテーテル１１の長さは、大人用に少なくとも９０ｃｍのものが好ま
しいが、子供や小柄な大人用に５０または７５ｃｍくらいのものであってもよい
。ここにおいて記載する処置を実行するさいに、コントラスト液を導入する目的
等のような他の目的で、マニホールドを更に調整して使用するために、通常の長
さは一般に約１９０ｃｍとすることもある。
【００１９】 このように長さに沿って曲げに対する可撓性と強度を組み合わせは、０．５ミリ
メートルよりも小さい外径（ＯＤ）であり、好ましくは３００〜４５０ミクロン
の範囲の直径であり、典型的には３５０ミクロン直径であるカテーテルで調整さ
れる。この直径を有する長いカテーテルのデザインを多種多様に用いることで、
可撓性および長さ方向の強度とが望ましい状態で組み合わされる。これは、材料
および厚みが、管５５が使用されているか、光ファイバが端部３９以外でカテー
テルに沿ってカテーテル構造および同様の要素に取り付けられているかによって
選択される。光ファイバ４５〜５０が管５１内のカテーテルの大部分の長さに沿
って取り付けられていない場合は可撓性が向上するが、これでは管を通して実際
的に液体の流量が制限される影響が生じてしまい、長さ方向の強度も下がってし
まう。また、使用する光ファイバの外径と数もこれらの問題に影響を与えるもの
である。これらの並行する目的を適切に平衡させるには、有益なカテーテルアセ
ンブリを用いることで達成される。脳血管または他の血管の外径が１ミリメート
ルを超えるより大きなカテーテルが用いられる場合にも同じ考え方が当てはまる
。
【００２０】 光ファイバ４５〜５０はそれぞれ、以下に挙げる理由で直径が非常に狭いものが
選択されるが、これは同時にカテーテル１１の可撓性にも寄与するものである。
これらの光ファイバのそれぞれの端部の短い長さの断面が図４に示されている。
筒状のガラスコア６１がガラスクラッド６３で囲まれており、このクラッドはプ
ラスチック製の外被６５で被覆されている。その代わりに、コアおよびクラッド
の片方または両方がプラスチック製の場合もある。ある特定の実施形態では、コ
ア６１の直径は５０ミクロンであり、外径全体は６５ミクロンである。また、さ
らに小さな光ファイバも考えられる。よく知られているように、コア６１とクラ
ッド６３の材料の屈折率の差は、光ファイバの開口数を規定する。光ファイバの
端部を出る放射の拡散コーン６７の形状を規定する角度αは、この屈折率の差が
増すにつれて増加する。しかしながら、この差は別の理由から高いものに選択さ
れる。すなわち、ファイバが曲げられる場合、コーン内の内部反射が増加する。
これにより、光ファイバが配置される脳血管の鋭い曲がり箇所を通って光ファイ
バが曲げられるとき、クラッドを通る放射損失が減少する。このため、コアとク
ラッドの材料は実際のものと同じ程度の高さの屈折率の差を有するように選択さ
れる。屈折率の差が増加すれば、光ファイバの製造が困難になり、かつ製造費が
高くなる。０．２０を超える開口数となる屈折率の値は、例えば開口数０．２２
または０．２９でも実用的なものである。
【００２１】 図２を参照すると、血餅４３を介して開口を除去もしくは提供するためのカテー
テル１１の使用方法が示されている。光ファイバ４５〜５０のそれぞれに沿って
向けられた放射は、光音響処理によって血管内で圧力波に変換される。これらの
圧力波は、乳化処理によって血餅４３を機械的に破壊して引き離し、それによっ
て生じる微粒子が血管４１の血液を介してその部位から害を与えずに引き離すよ
うに進む。図２に示すように、カテーテル１１の端部３９が血餅４３の端部表面
からある距離だけ離れていれば、光ファイバからの放射の反復パルスは血管４１
内の液体の圧力波に変換され、この液体は通常血餅の微粒子を共に含んだ血液と
冷却液とを組み合わせたものである。この液体内での放射の吸収率は、これら３
つの成分の相対割合に左右される。冷却液は通常非吸収性のものであり、また血
液および血餅粒子は類似したスペクトル吸収特性をもつものである。吸収率が高
ければ、放射パルスの所与の振幅の液体内で発生する圧力波も強くなる。
【００２２】 放射パルスが液体により吸収される代わりに、カテーテル１１の端部３９が血餅
内に配置されれば、放射パルスが血餅４３（図２）により吸収されることもある
。次いで、光音響処理が血餅内で起こる。これは、血栓は一般に軟質のものであ
るため血餅４３が血栓である場合に起こることが多い。治療を行なう医者がカテ
ーテルを離れた位置にある血餅内に入れることは難しいことではない。実際、血
餅４３の面全体と血管４１の長さの前後の両方に沿って、医者は治療中血管４１
の周辺でカテーテルを動かす。次いで、放射パルスは液体に吸収されることもあ
れば、血栓に吸収されることもある。血栓が乳化されるとき、カテーテルの端部
３９は、医者により、端部３９が血栓を完全に通過するまで血栓の崩壊面に対し
て動かされる。血餅４３は相対的な長さをもつものであるため、この処理にはあ
る程度の時間がかかる。血餅が血栓であれば、血管４１に沿って長さが１〜４セ
ンチメートル以上のものが典型的なものである。
【００２３】 血餅４３が吸収率の高い放射パルスであることが望ましいが、カテーテル１１は
医者によって手で操作されるものであるため、少なくとも一瞬の間でも血管壁に
放射パルスが向かうことを防ぐことが難しいため、血管壁が低吸収率のものであ
ることも望ましい。血管壁にダメージを与えることを防ぐことも本発明の重要な
目的の一つである。幸いにも、図５の曲線に示すように、通常の血栓は、スペク
トルの可視部分内にある電磁放射に対して、血管壁よりもかなり吸収率が高いも
のである。図５から分かるように、吸収率の最大差は、放射波長が約４１５ナノ
メートルのところで生じる。しかしながら、実際の器具では、約５３２ナノメー
トル（グリーン）の波長が使用されており、これはその波長を発生するレーザが
、容易に入手可能であり、小型かつ経済的で、耐故障性および使いやすいことが
理由である。ネオジム（Ｎｄ3+）をドープさせた主要材料をもつ周波数二倍Ｑス
イッチレーザは、主要材料にもよるが、約５３２ナノメートルの波長を有する放
射の処理パルスを提供する。ＹＡＧ（イットリウム・アルミニウム・ガーネット
）かもしくはＹＬＦ（イットリウム・リチウム・フッ化物）が適切な主要材料の
例である。
【００２４】 図６を参照すると、処理される血餅４３の端部とカテーテル１１の端部３９の相
対位置が略図的に示されている。点線で描いた円４５' 〜５０' は一般に、各光
ファイバ４５〜５０からの放射パルスで発生される衝撃波と圧力波が相互作用す
る最も強度が高い部分の領域を示している。一般に、以下に記載するパラメータ
範囲内で動作する場合、個々の領域４５' 〜５０' は、各光ファイバ４５〜５０
のコアの直径の約２倍である。領域４５' 〜５０' が実質的に合えば有益である
が、血餅４３の乳化領域で隔たりがあっても、治療中に医者がカテーテル１１を
周辺に動かすことによって解消される。カテーテルの端部３９が血栓４３よりも
小さく、表面全体にわたって乳化が望ましいため、時にはそのような動きが必要
となる。実際、カテーテルの端部３９は、医者がカテーテルを回転させることに
よって、血餅４３の表面全体に移動するような離心させた形状をもつこともある
。
【００２５】 本発明の特定の技術のうち、血管壁にダメージを与えないように血管壁の温度上
昇を最小限に抑えるためのものがいくつかある。そのような技術のうちの一つは
、一度に複数光ファイバの１本のみに沿って放射パルスを向けることである。別
の技術は、熱の導通や灌流により血管壁を過熱する「高温スポット」を生じさせ
ないように、別のものに切り換える前に、単一光ファイバからの複数の連続放射
パルスに制限することである。各ファイバからの連続した単一パルスは、あらゆ
る高温スポットを最小限に抑えるが、血餅を乳化させる効果はない。最良の乳化
作用は、衝撃波と圧力波が露出した血餅端面の共通領域に高速で繰り返し衝突す
るときに生じる。衝撃波と圧力波のセットで起こる有益な乱流を維持すること以
外に、このような波が連続することによって、血管に沿って血餅からかなり離れ
てドリフトする前に、血餅から最初に破壊された離れた大きな乳化粒子がより細
かくなる。乳化により生じる粒子が細かければ細かいほど、粒子が同じ血管また
は別の血管を閉塞して別の場所に止まる危険性が少なくなる。
【００２６】 さらなる別の熱管理技術は、発生する熱を拡散するように、互いに除去される光
ファイバに沿って連続して放出されるパルスを向けることを含む。例えば、光フ
ァイバ４６からのパルスは、光ファイバ３９からのパルスに続き、その後に光フ
ァイバ４７のパルス、次いで光ファイバ５０からのパルスと次々にパルスが続き
、一般に星形のパターンになる。どのようなシーケンスが用いられようとも、１
本の光ファイバを連続した時間に放射パルスを保持する２本の光ファイバ間に置
くことは通常望ましい。一般に、図６を参照すると、すぐに放射を放出するよう
に選択される光ファイバ４５〜５０のうちの１本の光ファイバは、血餅４３全体
に対して各領域４５' 〜５０' のうち最も温度が低いものを照射する。２つ以上
の領域がほぼ同じ温度であれば、放射を受ける領域は２以上の最も低い温度の領
域からランダムに選択される。各領域は隣接する領域からの導電と、それに応じ
て入射する放射を吸収することによって熱を受けるため、各領域の相対温度は、
その領域と隣接する領域が露出されてからの時間量に依存する。光ファイバの特
定のシーケンスの照明は、照明される血餅および／または液体の熱吸収特性と伝
熱特性を数学的にモデリングすることによって直観的に確立または決定されて、
血管内の温度上昇を最小限に抑える。
【００２７】 このようなスキップ技術は熱管理には優れているものであるが、常に効率的な乳
化でも優れているわけではない。特に、次の光ファイバの移る前に、１本の光フ
ァイバを通る各放出パルスが２つもしくはたった１つだけのパルスである場合、
乳化を再度始めなければならないようにファイバを遠くに移動させるよりも、隣
接した光ファイバからのパルスによって１本の光ファイバから生じる乱流が作ら
れるように、隣接した光ファイバを介してこのような放出を向けることがより効
率的である。また、この動作によって、１本の光ファイバからのパルスが、隣接
した光ファイバからのパルスによって血餅から初期の段階で破壊され離されたよ
り大きなサイズの粒子のうち少なくとも一部をさらに細かく乳化することが可能
となる。
【００２８】 本発明の最終的な目的は、少なくとも発生される熱量で血餅を除去することであ
る。１セットの放射パルスが別のセットと同じ程度には血餅を効率的に乳化しな
い場合、全体的により多くのパルスが血餅を除去し、したがって処理中に多量の
熱量を放出することとなる。このように、放射バルスに露出した特定の空間パタ
ーンから血餅領域に印加される熱を直接下げることと、放射パルスがより効率良
く使用されるときに発生される熱量を減少させることとの間に望ましいバランス
をとることができる。一度に２以上の光ファイバから放射パルスを向けることは
利点となる場合もあるが、これは好ましいものではない。パルスシーケンスが実
行されても、それは器具３３内の電気光学システムによって制御される。
【００２９】 図７Ａ〜図７Ｅを参照すると、単一の光ファイバコア７１から血餅７３の露出面
に向けた１つの放射パルスから生じると思われる効果が説明されている。この例
では、放射は血餅７３の前面において液体により吸収される。この効果は、吸収
性が血餅自体にあるものであれば同じものとなる。いずれかの場合、放射は、放
射が向けられる材料の吸収計数に応じて吸収され、このようにして吸収されたエ
ネルギーは材料内の水を過熱する。本発明によれば、各パルスは少量のエネルギ
ーを含んで領域に発生した熱量を最小に抑えるが、持続時間が非常に短いパルス
によって放出される。これは処理効率を上げ、この処理効率は、血管内の治療部
位にレーザパルスエネルギーを放出する単位毎に乳化される血餅の量の点で表さ
れる。
【００３０】 図７Ａに示すように、パルスが放出された直後に、光ファイバコア７１の端面に
すぐ隣接した液体の量７５は、血餅表面７３に対して向けられる衝撃波７７を発
生するように過熱される。衝撃波は、同じ媒体の音速よりも早い速度で進むこと
を特徴とする。衝撃波は多量のエネルギーを含まないが、発生する圧力変化が非
常に鋭いものであるため、非常に有益なものであると考えられている。衝撃波を
発生させるために、放射エネルギーは、この量が増加した圧力を和らげるように
膨張するよりも短い時間で、量７５内にたまる。したがって、放射パルスは非常
に短い持続時間をもつものとなる。
【００３１】 図７Ｂに示すように、僅かに時間が経つと、バブル７９の形成が始まり、バブル
の成長により血餅７３に対して向けられる圧力波と質量流量８１を含む流体力学
効果が起こる。この流れは、音速よりも遅い速度で進むが、衝撃波よりもかなり
多くのエネルギーを含むものである。発生させる放射エネルギー量にもよるが、
バブル７９は「蒸気」（より高いエネルギー）かもしくは「キャビテーション」
（より低いエネルギー）のタイプのバブルである。図７Ｃに示されたすぐ次にく
る段階で、バブル７９の大きさは最大になり、次いで、図７Ｄに示されているよ
うに、内圧が周囲材料の圧力より下がり、周囲圧力が流体力学の流れの運動エネ
ルギーを解消するときに、崩壊し始める。このような崩壊によって、質量流量と
最初の流体力学の流れ８１の方向と反対の方向に移動する圧力波８３を含む流体
力学効果が生じる。バブルが図７Ｃに示されているように対称的に形成されれば
、この崩壊により別の衝撃波も生じる。これは複雑な動力学的処理であり、非常
に簡潔な言葉で言えば、バブルが流体に入力されたエネルギーから膨張し、エネ
ルギー入力パルスが終了した後に冷却して崩壊する。
【００３２】 衝撃波と流体力学効果の両方が個々の放射パルスによって発生されるが、それら
の一方かもしくは他方だけでいくつかの応用および／または環境に対して満足で
きるものである場合、乳化処理の効率が向上することが分かっている。図７Ｅの
後の段階では、再度釣り合い状態となるが、血餅表面７３の一部が衝撃波に応答
して破壊された後だけ、流体力学の流れや液体乱流が機械的な流れの動きによっ
て作りだされる。この処理は、連続した放射パルスのそれぞれによって繰り返し
行われる。
【００３３】好適な処理パラメータ 血管壁にダメージを与える可能性がある熱効果を生じずに血餅を除去するために
、ある範囲の相対パラメータを見つけて最良の状態で作用させる。上述したよう
に、効率的な処理を行なうことは本発明の目的の一つである。これによって、必
要なレーザエネルギー量が最小化され、したがって器具で使用するレーザ源のコ
スト低下や複雑性を減少させ、さらに血餅を除去するのに必要な時間量を最小限
に抑える。血餅のある量を除去する過程で治療部位に当てる熱を最小限に抑える
ことによって、特に薄い血管壁に対して、組織にダメージを与える可能性を低く
するさいに効率を最大にすることが最も重要なこととなる場合がある。
【００３４】 第１の重要なパラメータは、サイズが同じものが好ましい個々の光ファイバ４５
〜５０の大きさである。当初考えていたものよりも小さな光ファイバを用いると
、効率が増すことが分かっている。２００ミクロン以下のコア直径を有する光フ
ァイバが使用されるが、１００ミクロン以下のコア直径の光ファイバが好ましい
。しかしながら、光ファイバコアは、衝撃波と先端で発生する流体力学流量の光
ファイバで破壊的な影響に対して十分に耐性できるほどの大きさでなければなら
ない。他のパラメータに左右されるが、実用的な最も小さなコア直径は約２０ミ
クロンである。光ファイバの最小サイズに影響する別の要因は、商業的な入手可
能性とコスト面である。上述した５０ミクロンのコア直径を有する光ファイが入
手可能であり、さらに２５ミクロンのコアファイバもまもなく手頃な価格で入手
可能となる。
【００３５】 図８の曲線群で示されているように、発生するバブルの大きさと、さらに膨張お
よび崩壊によって発生する圧力波の強度は、光ファイバの大きさ以上に制御され
、パルス当たり適切なエネルギーレベルを用いることによって光ファイの大きさ
よりもかなり大きなものとなることが分かっている。５０ミクロンのコア直径を
有するファイバの特定の例では、パルス当たり１００マイクロジュールの低エネ
ルギーで１２０ミクロンの最大直径（図７Ｃ）を有するバブルが発生する。これ
は、図８の５０ミクロンの曲線から読み取れる。あるバブル直径のものを発生さ
せることが望ましければ、光ファイバのサイズを大きくするには、パルス当たり
のエネルギー量が増加する必要があることが図８から分かる。したがって、低レ
ベルのエネルギーで小さな光ファイバを介して発生するバブルによって、同じ仕
事量が実行される。エネルギーレベルが低いということは、血餅（治療部位）の
領域の血管に当てられる熱も少ないということであり、効率を挙げる本発明の目
的に寄与する。
【００３６】 個々のパルスのそれぞれによって単一の光ファイバの端部から放出される放射エ
ネルギー量は、使用される光ファイバのコア直径の図８の曲線から選択される。
（もちろん、図示しているように５０ミクロン、１００ミクロンおよび２００ミ
クロンのコア直径以外にも他の曲線を追加することが可能である。）下限は、乳
化処理において、最初の衝撃波（図７Ａ）とバブルを発生させる流体力学の流れ
（図７Ｂ〜図７Ｄ）の両方を使うことが最も効率が良いことが分かっているため
、それらの両方を発生させることである。この下限は、例えば、非常に小さな光
ファイバでは約１０マイクロジュールであり、他のものでは５０マイクロジュー
ルであり、５０ミクロンのコア直径を有する光ファイバで使用する場合は１００
ミクロンジュールである。一般に、実質的なベースエネルギー量が光ファイバ端
部に隣接した材料の温度を水の沸点まで上昇させ、さらに気化熱を供給するので
、各放射パルスのエネルギーはできるだけ多く供給されることが望ましい。この
ベースエネルギーよりもさらに供給されたエネルギー量が効率的に変換されて、
衝撃波の強度とバブルのサイズを大きくすることで血餅を乳化させる際に有益な
ものとなる。しかしながら、パルス当たりのエネルギー量は、光ファイバの端部
にダメージを引き起こすものよりも低く保たれる。ここに記載した小さな光ファ
イバに関しては、エネルギーレベルはファイバ当たりのパルス当たり約２５０マ
イクロジュールよりも下に保持される。
【００３７】 各放射パルスの幅は、最初の衝撃波を発生させるために比較的短いものである。
すなわち、非常に素早く加熱された光ファイバの端部（図７Ａ）の材料の量が僅
かであることから、衝撃波が発生する。これにより、非常に短い時間内でパルス
エネルギーをためる必要がある。１〜１００ナノ秒のパルス幅の範囲のものが満
足できる範囲であることが分かっている。放射パルスの「幅」は、ここにおいて
（「ＦＷＨＭ」−半値全幅として知られた）ピーク振幅の半分の持続時間になる
ように規定される。特定の実施例では、２０ナノ秒パルス幅が、５０ミクロンの
コア直径を有する光ファイバを介して放出されるパルス当たり１００マイクロジ
ュールで使用される。
【００３８】 血餅の同じ領域もしくは隣接した領域に対して向けたパルスの繰り返し速度は、
血餅表面を動的状態に保持し、あらゆる大きな粒子をその領域からドリフトして
離す前にさらに確実に乳化される程の大きさのものでなければならない。約１キ
ロヘルツ以上のパルス速度はこの条件に見合う大きさのものである。上限を主に
考慮すると、１つのパルスからバブルが完全に形成され、次のパルスを打つ前に
崩壊される。約２０キロヘルツ以下のパルス速度でこれが生じるが、５０キロヘ
ルツまで速度を挙げることもある環境では可能である。５キロヘルツのパルスの
繰り返し速度は、上述した特定の実施例の他のパラメータで使用される。
【００３９】 血管および血餅に放出される平均的な電力を可能な限り低く維持することで、血
管にダメージを与えないような方法で血管内の治療部位の熱的負荷を最小限に抑
える。０．５ワットの最大平均公称動作電力は、治療の間中維持されることが望
ましく、さらに３００ミリワットを下回るものが好ましい。このような低動力レ
ベルを達成するには、例えば０．６もしくは０．８等のように１よりも小さなデ
ューティサイクルで治療を行なうが必要な場合がある。すなわち、パルスが時間
の６０％または８０％で発生するように、周期的に生じる間隔の間に血管内には
放射パルスが向けられない。ダメージを生じないように使用される最大の電力レ
ベルはまた、冷却水が管５１を介して排出されているか否か、そしてもしそうで
あれば、その流速に左右されるものである。毎分０．１立方センチメートルほど
の遅い液体流速は、有益な冷却効果を生じる。２ｃｃ／ｍｉｎを超える流速はめ
ったに必要なく、さらに５ｃｃ／ｍｉｎを超える速度は考えられない。１ｃｃ／
ｍｉｎの速度が、従来の実施例で上述した他のパラメータを用いて使用されてき
た。流速は、維管束系に負担をかけすぎず、それでも十分な冷却を与えるように
選択される。発生する熱量、そして血管に入力される平均動力は、パルスが一度
に負数のファイバのうちの１つのファイバのみを通って向けられる好適な場合に
おいて使用される光ファイバの数とは無関係のものである。
【００４０】 本発明で用いられるパラメータと、ここで記載されるものに類似しているが、特
に脳組織を対象としたものではない応用の範囲の他のものにより使用される典型
的なパラメータとの比較を、図９の立体グラフで比較して示している。グラフの
３つの軸は、ファイバ当たりのパルス当たりのエネルギー、パルスの持続時間、
パルスの反復率である。グラフの目盛りは対数である。点８７は、本発明の特定
の実施例の上述したパラメータの組み合わせを示している。点８９は、典型的な
先行システムのパラメータを示しているが、特定の異なるシステムは点８９の値
から実質的に変動するパラメータを有する。しかしながら、本発明は、これまで
一般に用いられていたものよりも、かなり低いレベルのパルス当たりのエネルギ
ー（約５００の因子分）と、かなり短いパルス（約２００の因子分）と、さらに
かなり高速な反復速度（約１００の因子分）を用いる。
【００４１】オプトエレクトロニクス器具 器具３３（図１）の構造および機能を図１０に示す。治療用放射源９１、好まし
くは上述したＱスイッチ周波数倍増Ｎｄ：ＹＡＧレーザは、上述した所望のパル
ス反復率に対応するように設定された固定周波数の放射パルスを放出する。入力
制御信号１０４が効果的にレーザ９１をオンおよびオフに切り換える。パルスは
ダイクロイックミラー９３から反射され、次いで別のミラー９５から光学系９９
を通って、レーザ出力ビームを集束させてミラー１０１の開口を介して光ファイ
バコネクタ３１に向ける。このビームは、コントローラ１０３からの制御信号に
応答してミラー９５を制御して傾けるガルバノメータ９７によって、個々のファ
イバ４５〜５０の線全体に連続して走査される。
【００４２】 ガルバノメータ９７は、しばらくの間単一の光ファイバ上にビームを保持して、
ビームを別のファイバに移動させる前に、１つのパルスから多数のパルスのうち
ある所定の数のパルスの放出をそのファイバに向ける。駆動信号１０６が、光フ
ァイバのレーザ９１の出力パルスの受信に応じて、適切な位置電圧をガルバノメ
ータに供給する。１つのファイバから別のファイバへの移動にはある程度の時間
がかかり、この間どの光ファイバもパルスを受けない。通常、放射パルスをファ
イバに搬送するさいにこの間隙を減少させるかもしくは削除することが好ましい
。これは、ガルバノメータ９７とミラー９５の代わりに音響光学変調器を用いる
ことによってなされ、コネクタ３１に保持される光ファイバ４５〜５０の端部全
体にレーザ９１からのビームを制御して走査させる。
【００４３】 上述したように、血餅の除去処理の熱的な管理のなかには、バブルが各光ファイ
バにより発生されているか否かをモニタすることが含まれている。もし発生して
いなければ、まったく乳化処理を実行せずに放射パルスが影響を与える血管に熱
のみを搬送する傾向にあるため、少なくとも一時的に、ファイバに沿った放射パ
ルスの搬送が終了される。このバブルモニタおよび放射パルス制御は、図１０に
示すシステムによって達成される。
【００４４】 第２のレーザ１０５がバブルの存在をモニタするために設けられる。これは、放
射スペクトルの可視部分内にある出力を有する単純な連続波（ｃｗ）の場合があ
る。その出力ビームは、治療用レーザ９１とはかなり異なる波長をもつように選
択されて、２つのレーザビームを任意に互いに別々にすることができる。適切な
波長をもつより単純なダイオードレーザであるため、ヘリウム−ネオンレーザが
適切である。
【００４５】 モニタリングレーザ１０５の出力ビームがダイクロイックミラー９３を介して方
向付けられ、治療用レーザ９１からのビームと同軸となってミラー９５に衝突す
る。次いでモニタリングビームは、治療用ビームと共に同軸上に光ファイバ４５
〜５０全体を走査する。ガルバノメータ９７とミラー９５が、治療用ビームを走
査するために音響光学偏向器に置き換えられれば、このような別の変調器がモニ
タリングビーム用に使用される。
【００４６】 図７Ｃに示すように、バブルが治療用およびモニタリングビームの両方を受ける
光ファイバの端部に存在する場合、バブルの内側との境界面を有するファイバの
端面からモニタリングビームが反射される。図７Ｅに示すように、バブルが存在
しない場合、血管または血餅自体の中に今度は液体との境界を有すファイバの端
面からモニタリングビームが反射される。反射されるモニタリングビームの強度
の量は、水蒸気の屈折率がかなり異なる場合もあれば、液体また血餅材料の屈折
率がかなり異なる場合もあるため、これら２つの場合のそれぞれでかなり異なる
ものである。バブルでのファイバ端部から反射され、ファイバを介して再度戻っ
て伝送されたモニタリングビームは、光ファイバの端部から現れ、ミラー１０１
により反射されて、適切な光学系１０７により電気出力１１０を有する光検出器
１０９に集束させる。このように反射されたモニタリングビームは、線形偏光子
１１１を通過させて、コネクタ３１内の光ファイバ端部から反射された放射を拒
絶する。フィルタ１１３もまた反射されたモニタリングビームの経路に配置され
て、治療用レーザ９１から反射された放射が光検出器１０９に到達しないように
する。
【００４７】 図１０のシステムコントローラ１０３のブロック電子回路図が図１１に示されて
おり、その信号のいくつかは図１２Ａ〜Ｉと図１３Ａ〜Ｅのタイミング図に示さ
れている。光検出器１０９からの信号１１０（図１２Ｃおよび図１３Ｃ）は、回
路１２１により電流から電圧信号へと変換される。この電圧「バブル」信号は、
２つの試料および保持回路１２３と１２５に接続され、その出力は比較器１３１
の２つの入力に接続される。比較器１３１が適切に動作するためには、サンプル
およびホールド回路１２３の出力電圧は、一定電圧のバイアス１２４により電圧
レベルでシフトされる。このバイアス電圧は、バブルが発生する前に行われた参
照測定に加えられる。回路１２３と１２５は、各ワンショットマルチバイブレー
タ回路１２７と１２９の出力（それぞれ図１２Ｄ、Ｅおよび図１３Ｄ、Ｅ）の立
下り縁に応じて、異なる回数光検出器の電圧信号の値を格納する。ワンショット
１２７と１２９は、タイミング信号発生器１３７からの回路においてタイミング
信号（図１２Ａと図１３Ａ）を受ける。
【００４８】 比較器１３１（図１２Ｆ）の出力は、インバータ１３２により逆にされ、その出
力はＡＮＤゲート１３３の入力に接続される。インバータ１３０により逆にされ
た後、ＡＮＤゲート１３３への第２の入力はワンショット１２９の出力である。
実際、逆にされた出力は通常、ワンショット１２０自体から得られる。ワンショ
ット１２９と比較器１３１の両方の出力が低い場合、ＡＮＤゲート１３３の出力
は高くなり、バブルから予想された反応が光検出器１０９で検出されないときの
み発生する。この発生によりラッチ１３４がリセットされ、その状態（図１２Ｇ
）は１つの入力から２つの入力ＡＮＤゲート１３５になる。ＡＮＤゲート１３５
の他の入力は、信号発生器１３７のタイミング信号（図１２Ａおよび図１３Ａ）
である。ラッチ１３４はワンショット１２７の出力の立上り縁によってセットさ
れる。レーザ制御信号１０４（図１２Ｈ）は、ＡＮＤゲート１３５の出力である
。ガルバノメータ９７のミラー９５を位置付ける駆動信号１０６（図１２Ｉ）は
、信号発生器１３７からのタイミング信号（図１２Ａと図１３Ａ）とも同期され
る回路１３９によって広まる。
【００４９】 図１および図１１に示されたシステムの動作は、図１２Ａ〜図１２Ｉおよび図１
３Ａ〜図１３Ｅのタイミング図を参照しながらさらに理解される。レーザパルス
がガルバノメータ９７により光ファイバ４５に向けられるとき、時間ｔ０〜ｔ２
の間、１サイクルの動作が図示されている。パルスがファイバ４６内に向かうと
き、時間ｔ２とｔ４の間で次のサイクルが始まる。次のサイクルにおいて、時間
ｔ４とｔ６の間には、レーザパルスがファイバ４８に向けられる。上述した例の
残りの２つの光ファイバ４９と５０に沿ってパルスを連続して向けるように続く
動作サイクルが示されている。すべてのファイバが連続したパルスを受けるとす
ぐに、シーケンスが再度開始され、血餅が除去されるまで続けられる。もちろん
、ファイバがパルスを運ぶ順番は、上述したように異なるものであってもよい。
【００５０】 図１２Ａおよび図１３Ａのタイミング信号は、クロック駆動され、複数の入力の
うちの１つの入力をＡＮＤゲート１３５に供給するため、レーザをイネーブル（
高のとき）し、ディスエーブル（低のとき）して反復する。図示しているタイミ
ング信号の特定の形状は、治療用のレーザ９１の動作上にデューティサイクルを
課すが、これはすべての応用に必要なものではない。パルス放出を個々の光ファ
イバに搬送した後に、レーザをしばらくの間（例えば時間ｔ１〜ｔ２）オフに切
り換えることによって、閉塞された血管内の治療用部位に搬送された熱量は減少
される。これは、治療用部位に搬送される平均電力量を制御するための別の方法
である。図示した例において、パルスは時間の６０％で放出されるため、６０％
デューティサイクルで動作するが、これは図１２Ａおよび図１３Ａのタイミング
信号を変化させることによって容易に変えられる。
【００５１】 上記の例において、ファイバ４５、４６および４８の端部で発生するようにバブ
ルが検出されるが、ファイバ４７の端部では検出されない。すなわち、バブルが
存在する場合、光検出器信号１１０（図１２Ｃおよび図１３Ｃ）は、治療用レー
ザ９１からの各パルス（図１２Ｂおよび図１３Ｂ）の直後にモニタリングレーザ
１０５から反射された光からのパルスを含む。これは、図１３Ｂ〜図１３Ｃに最
良の状態で図示されており、反射された放射パルス１４３が治療用放射パルス１
４５の直後に生じる。反射されたパルス１４３の存在は、治療用レーザパルスの
直前および直後に光検出器信号１１０の値と比較して検出される。
【００５２】 ワンショット１２７の出力の立下り区間１４７が、治療用レーザパルス１４５の
直前に発生するようにする。これは、ワンショット１２７の出力パルスの長さと
図１３Ａのタイミング信号の立上り縁によって制御される。図１３Ａのタイミン
グ信号の立上り縁によって、ワンショット定パルスが開始し、治療用レーザ９１
のＱスイッチがオンに切り換えられる。レーザ９１のＱスイッチはレーザ９１用
に設定されて、図１３Ａのタイミング信号の立上り縁後にあるセット時間でその
第１のパルス１４５を放出する。その結果、サンプルおよびホールド回路１２３
において参照として治療用パルスの前に光検出器信号の値が格納される。バブル
が終了したばかりの治療用パルスによってバブルが発生してパルス１４３が生じ
る場合、ワンショット１２９の出力の立下り区間１４９が時間を決められて、治
療用レーザパルス１４５の直後に生じる。ワンショット信号縁１４９によって、
その時点の光検出器出力信号の値は、サンプルおよびホールド回路１２５に格納
される。
【００５３】 電圧バイアス１２４によって調整されて、サンプルおよびホールド回路１２７お
よび１２９に格納された電圧レベルに現在の量を超える差があれば、比較器１３
１の出力は高になり、ラッチ１３４がセット状態に維持されることになる。サン
プルおよびホールド回路１２３と１２５に格納される電圧に少なくともこのよう
な差がなければ、比較器１３１の出力は低になり、これによってラッチ１３４は
ワンショット１２９のパルス出力の立下り区間でリセットされる。このようなイ
ベントの組み合わせは、バブルが検出されるとき、図１２Ｇの１５１の位置で生
じるように示されている。
【００５４】 バブルが存在しているか否かは、各放出の第１の治療用のレーザのすぐ後にだけ
検出される。この例においてファイバ４７に関して、なにも検出されなければ、
このような放出の治療用パルスがさらに生じない。比較器１３１により１５１（
図１２Ｇ）でリセットされているラッチ１３４によりさらなるパルスの発生が防
がれる。次いで治療用レーザは、ワンショット１２７の出力パルスの立上り縁か
らセットされているラッチによって、１５３で再度イネーブル状態にされる。ま
た、次にパルスがファイバ４７に向けられるとき、同じ処理が生じ、すなわち第
１の放出パルスが伝達される。バブルがこのパルスの後に検出されれば、全放出
が生じる。したがって、新しい光ファイバが処理される毎にバブルの存在が検証
される。
【００５５】 もちろん、これは実行可能である多くの特殊な配列やタイミングの一例にすぎな
い。例えば、バブルの存在または不在が各治療用レーザパルスの後に決定される
こともある。さらに、バブルの検出を行わないと、１サイクルよりも多くのサイ
クルや、全治療等でこのファイバがディスエーブル状態になる。複数のパルスの
１つのみかもしくは非常に僅かなパルスが各放出に含まれている場合、１本のフ
ァイバの端部でバブルの不在の検出が用いられて、あるサイクル数の間そのファ
イバをダウンさせたシステムが治療用放射パルスを送れず、再度送らないように
する。
【００５６】 本発明の種々の態様が好適な実施形態に関して記載されてきたが、本発明は添付
の請求の全範囲内で保護されるものであると理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】 複数の光ファイバ搬送システムを用いて脳内の血管から血餅を除去するための本
発明の応用を示すものである。
【図２】 血餅を乳化するために血管に配置された本発明のカテーテルを示すものである。
【図３】 図１および図２のカテーテルおよび搬送システムの斜視図である。
【図４】 図３のカテーテルで使用される光ファイバの末端の断面図である。
【図５】 血管壁と血栓によるスペクトル放射吸収率の曲線を示す図である。
【図６】 図３のカテーテルの端部で終了する複数の光ファイバからの放射に対する血餅の
露出を略図的に示している。
【図７Ａ〜図７Ｅ】 図３のカテーテルの複数の光ファイバのうちの１つの光ファイバによる衝撃波お
よび圧力波の形成をタイムシーケンスで略図的に示すものである。
【図８】 図３のカテーテルの可変サイズの光ファイバがさまざまなサイズのバブルを発生
するのに必要な放射パルスエネルギー量を示す曲線群を含む。
【図９】 本発明で使用された好適なパラメータ範囲と、従来技術で使用された典型的なパ
ラメータのセットとを比較する３次元グラフである。
【図１０】 図１に示した器具の電気光学的な図である。
【図１１】 図１０の器具システムのシステム制御の電子回路ブロック図である。
【図１２Ａ〜図１２Ｉ】 図１１のシステム制御回路の種々の信号を示すタイミング図である。
【図１３Ａ〜図１３Ｅ】 拡大目盛りで図１２のタイミング図の一部を示す図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 エンドバシックス，インコーポレイテッド ＥＮＤＯＶＡＳＩＸ，ＩＮＣ. アメリカ合衆国、94002、カリフォルニア 州、ベルモント、ハーバー ブルバード 298 (72)発明者 ヴィスリ，スティーブン アール. アメリカ合衆国、94550、カリフォルニア 州、リヴァモア、モーク ドライブ 848 (72)発明者 ダ シルバ、ルッツ ビー. アメリカ合衆国、94526、カリフォルニア 州、ダンビル、カミノ ラモン プレイス 1995 (72)発明者 セリアズ，ピーター エム. アメリカ合衆国、94709、カリフォルニア 州、バークレイ、スプルース ストリート 1530 (72)発明者 ロンドン，リチャード エー. アメリカ合衆国、94563、カリフォルニア 州、オリンダ、パーク レーン ドライブ ８ (72)発明者 マイトランド，ダンカン ジェイ. アメリカ合衆国、94549、カリフォルニア 州、ラフェイエ、オーチャード バレイ レーン、3399 (72)発明者 エッシュ，ビクター シー. アメリカ合衆国、94114、カリフォルニア 州、サンフランシスコ、チャッタノーガ ストリート 268 Ｆターム(参考） 4C060 EE15 MM25 4C082 RA05 RC08 RE17 RG03 RG06

Claims (34)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 血栓の付近に１００ミクロンよりも小さいコア直径をそれぞれ有
    する光ファイバ端部のアレイを血管内に配置するステップと、 １以上の複数の光ファイバから連続した１以上の放射パルスを方向付け、そして
    前記複数の光ファイバの他の１以上の光ファイバからこのように連続したパルス
    の方向付けを繰り返し、前記パルスはそれぞれ持続時間が１００ナノ秒より短く
    、さらに閉塞部を破壊させる少なくとも１つの衝撃波と少なくとも１つのバブル
    を発生させるのに十分なエネルギーを含むものである方向付けステップとを備え
    た閉塞により少なくとも部分的に塞がれた人体の血管を開いて血液を流れさせる
    ための方法。
  2. 【請求項２】 連続したパルスの方向付けを繰り返すステップは、前記複数の光
    ファイバの隣接したファイバに沿って連続して前記パルスを方向付けするステッ
    プを含む請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 連続したパルスの方向付けを繰り返すステップは、互いに隣接し
    ていない前記複数の光ファイバのファイバに沿って連続した前記パルスを方向付
    けするステップを含む請求項１記載の方法。
  4. 【請求項４】 連続したパルスを方向付けするステップは、アレイの個々のファ
    イバによって照明された閉塞部の複数の領域のうち最も温度が低い部分に瞬時に
    放射を向けるように、前記複数の光ファイバの個々のファイバに沿って前記パル
    スを方向付けするステップを含む請求項１記載の方法。
  5. 【請求項５】 前記連続した１以上の放射パルスを方向付けする前記方向付けス
    テップは、約１キロヘルツ以上の反復率で個々の光ファイバに沿って複数のパル
    スの放出を方向付けするステップを備える請求項１記載の方法。
  6. 【請求項６】 前記光ファイバから放射を向けながら、閉塞表面付近の血管内に
    液体の流れを導入するステップをさらに備える請求項１記載の方法。
  7. 【請求項７】 前記パルスは、約２５０マイクロジュールより低いエネルギーを
    個々に含む請求項１記載の方法。
  8. 【請求項８】 血管を通して血液の流れを塞いでいるものが除去されるまで、閉
    塞を破壊しながら、閉塞を介してカテーテル端部を前進させるステップを備える
    請求項１乃至６記載の方法。
  9. 【請求項９】 前記閉塞部は脳の血管内にあり、脳の血管内に光ファイバのアレ
    イを配置させるステップは、光ファイバアレイを含むカテーテルを前記脳の血管
    からある距離だけ離して人体の血管内に挿入するステップと、脳の血管の閉塞部
    に到達するように少なくとも５０センチメートルの距離だけ種々の血管を介して
    カテーテルを前進させるステップとを含む請求項１乃至７のいずれか１項に記載
    の方法。
  10. 【請求項１０】 カテーテルは、脳血管内に配置され０．５ミリメートル以下の
    外径を有する長さの一部を備える請求項９記載の方法。
  11. 【請求項１１】 閉塞部の付近で脳血管内に液体の流れを導入するステップは、
    光ファイバ端部から少なくとも７５センチメートルの距離のカテーテルの長さに
    沿って延びるカテーテルの管を通って液体を通過させるステップを含む請求項６
    記載の方法。
  12. 【請求項１２】 脳血管内に液体の流れを導入するステップは、少なくとも毎分
    ０．１立方センチメートルの速度でカテーテル管を介して液体を通過させるステ
    ップを含む請求項１１記載の方法。
  13. 【請求項１３】 光ファイバ端部のアレイは、５０ミクロン以下のコア直径を個
    々に有する請求項１乃至７のいずれか１項に記載の方法。
  14. 【請求項１４】 血管内に導入される液体の流れは、毎分０．１〜５立方センチ
    メートルの速度内である請求項１および６のいずれか１項に記載の方法。
  15. 【請求項１５】 光ファイバに沿って前記血管内に向けた放射の平均力は、閉塞
    部の付近の血管壁が血管に放射を搬送することによりダメージを受けないような
    ものである請求項１乃至７のいずれか１項に記載の方法。
  16. 【請求項１６】 前記放射の平均電力は、約０．５ワットより低いものである請
    求項１５記載の方法。
  17. 【請求項１７】 バブルを発生させるパルスを搬送する同じ光ファイバを介して
    前記バブルの発生を光学的にモニタするステップをさらに備える請求項１乃至７
    のいずれか１項に記載の方法。
  18. 【請求項１８】 前記光ファイバから向けられたパルスから生じたバブルが検出
    されなければ、少なくともある一定期間、光ファイバに沿って向けられる連続し
    たパルスを抑制するステップをさらに備えた請求項１７記載の方法。
  19. 【請求項１９】 連続パルスを抑制するステップは、前記１つの光ファイバに沿
    って所定の数のパルスが向けられるのを抑制し、その後に前記１つの光ファイバ
    に沿ったパルスの方向付けとバブルのモニタリングが再開するステップを含む請
    求項１８記載の方法。
  20. 【請求項２０】 バブルを発生するパルスを運ぶ前記光ファイバを介して前記バ
    ブルの発生を光学的にモニタし、複数の光ファイバのうち１つの光ファイバに沿
    って向けられたパルスの放出のうちの第１のパルスによってバブルの発生が検出
    されなければ、前記放出の第１のパルスの後の連続したパルスが前記１つの光フ
    ァイバから向けられるのを防ぐステップとをさらに備える請求項５記載の方法。
  21. 【請求項２１】 タイムシーケンスで閉塞部の異なる位置において、血管内にあ
    る光ファイバ伝達媒体を介して電磁放射を前記閉塞部の方向に方向付けするステ
    ップと、 脳血管内に向けられた放射の平均電力レベルを約０．５ワットよりも低く維持す
    るステップとを備える閉塞により少なくとも部分的に塞がれた人体の血管を開い
    て血液を流れさせるための方法。
  22. 【請求項２２】 閉塞部の近辺に血管内に冷却液を同時に方向付けするステップ
    をさらに備える請求項２１記載の方法。
  23. 【請求項２３】 冷却液は、毎分０．１〜５立方センチメートルの範囲内の流速
    で血管内に向けられる請求項２２記載の方法。
  24. 【請求項２４】 電磁放射を方向付けするステップは、１００ミクロンよりも小
    さいコア直径を個々に有する複数の光ファイバを介して、一度に一回前記放射を
    方向付けするステップを含む請求項２１乃至２３のいずれか１項に記載の方法。
  25. 【請求項２５】 電磁放射を方向付けするステップは、閉塞部を乳化させるため
    に組み合わせた少なくとも１つの衝撃波と少なくとも１つのバブルの連続した組
    み合わせを血管内に発生させるように、前記放射を方向付けするステップを含む
    請求項２１乃至２３のいずれか１項に記載の方法。
  26. 【請求項２６】 前記閉塞は脳血管内にある血栓である請求項１、７もしくは２
    １記載の方法。
  27. 【請求項２７】 脳血管からある距離離れて人体の血管内にカテーテル端部を配
    置し、脳血管内に種々の人体の血管を介してカテーテル端部を前進させて、血栓
    の近辺に管の自由端と複数の光ファイバの端部を配置し、前記光ファイバは２０
    〜１００ミクロンの範囲内のコア直径を個々に有するものである配置ステップと
    、 前記管の自由端を介して血管内に液体を排出しながら、血栓に対して、連続して
    少なくとも一度に一回、複数の光ファイバに沿って放射を方向付けするステップ
    と、 血栓の一部が破壊されるようにパルスが音響現象を個々に発生させ、脳血管内に
    搬送される平均電力は約０．５ワットよりも低くなるように、約１〜約２０キロ
    ヘルツの範囲内の反復率と、１〜１００ナノ秒の範囲内の個々のパルスの持続時
    間を有する複数のパルスの形式で複数の光ファイバのそれぞれに沿って前記放射
    が向けられるステップと、 血液の流れを塞いでいるものが血管を介して除去されるまで血栓を乳化しながら
    、血栓を介してカテーテル端を前進させるステップとを備える血栓により塞がれ
    た人体の脳血管を開いて血液を流れさせるための方法。
  28. 【請求項２８】 前記音響現象は、少なくとも１つのバブルと少なくとも１つの
    衝撃波のいずれか１つかもしくはそれらの両方を備える請求項２７記載の方法。
  29. 【請求項２９】 前記液体は、毎分０．１〜５立方センチメートル内の速度で排
    出される請求項２７記載の方法。
  30. 【請求項３０】 カテーテルの第１および第２の端部間の長さが７５センチメー
    トルを超えるもので、少なくとも第１の端部に隣接した長さ部分に沿って０．５
    ミリメートルよりも小さな外径を有するカテーテルであって、前記カテーテルは
    １００ミクロンよりも小さなコア直径を個々に有し、前記光ファイバはカテーテ
    ルの第１の端部全体の空間アレイにで終了するカテーテルと、 前記放射の個々のパルスを１以上の光ファイバに一度に向けるように、カテーテ
    ルの第２の端部で光ファイバに接続された電磁放射源であって、前記パルスは１
    〜１００ナノ秒の範囲内の持続時間を個々に有し、カテーテルの第１の端部で光
    ファイバから前記血管に搬送される最大平均電力は約０．５ワットよりも低いも
    のである電磁放射源とを備えた血管内の閉塞を破壊するためのシステム。
  31. 【請求項３１】 前記電磁放射源は、複数の光ファイバのうち別のファイバに切
    り換える前に、複数の光ファイバのうち１つの光ファイバに沿って複数のパルス
    の放出を方向付け、前記パルス放出は、約１〜５０キロヘルツの範囲内の周波数
    で供給される請求項３０記載のシステム。
  32. 【請求項３２】 前記電磁放射源は、互いに隣接していない空間アレイ全体に複
    数の光ファイバの個々のファイバに沿って連続的に前記パルスを方向付ける請求
    項３０または３１のいずれか１項に記載のシステム。
  33. 【請求項３３】 前記パルスは約２５０マイクロジュールよりも低いエネルギー
    を個々に含む請求項３０記載の装置。
  34. 【請求項３４】 前記カテーテルの長さに沿って延び、毎分０．１〜５立方セン
    チメートルの範囲内の流速でカテーテルの第１の端部から前記血管内に冷却液体
    を排出する管をさらに備える請求項３０記載の装置。
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