JP2007209465A - レーザー誘起液体噴流発生デバイス - Google Patents

Abstract

【課題】細いカテーテルの使用であっても、レーザー光による熱的影響を受けることもなく、より強力なレーザー光による照射が可能で、しかも長時間にわたって使用でき、患者や術者にとっても安全なレーザー誘起液体噴流発生デバイスを提供する。
【解決手段】レーザー光を吸収する所定の液体Ｗが充填された液体導入部６内にレーザー発振器からのレーザー光が導光される光ファイバー２のレーザー照射部４から液体に向ってレーザー光を照射しジェット流Ｊを生じさせるレーザー誘起液体噴流発生デバイスにおいて、液体導入部６は、レーザー照射部４が内部に収容されジェット流Ｊを生じさせるジェット発生管部１１と、レーザー照射部４から照射されるレーザー光によるジェット発生管部１１外部への光熱的影響を遮断する遮断手段１２Ａ，１２Ｂと、を有し、ジェット発生管部１１はレーザー光を透過する部材により構成した。
【選択図】図３

Description

本発明は、液体に向ってレーザー光を照射することによりジェット流を発生させるレーザー誘起液体噴流発生デバイスに関する。

近年、人の血管が閉塞する血栓症の治療を行う手段として、レーザー光により液体ジェット流を発生させ、物理的に破砕する方法が行われている。この治療法は、重篤な副作用がある血栓溶解剤を大量に投与する必要がなく、早期血液再開が可能なことから、血栓症の治療として大いに期待されている。特に、脳組織は、６時間以上虚血状態が続くと、それに伴う神経症状の回復は困難とされているが、発症後数時間で血流再開できると、極めて治療効昇の高いものとなる。

下記特許文献１、２及び非特許文献１では、カテーテル内に挿入した光ファイバーに、レーザー発振器からのレーザーをパルス導光し、前記カテーテル内に充填された生理食塩水等を急激に加熟し、液体ジェット流を誘起し、この液体ジェット流の力により血栓等を破砕し除去する方法が記載されている。

この方法では、液体ジェット流の力を低減させることなく血栓等に到達させて治療効果を高めるために、光ファイバーが内部に挿入された状態のカテーテルを血栓等の近くまで導き、液体ジェット流を発生させている。

ところで、従来のカテーテルは、塩化ビニルやＰＣＢ（ポリクロロビフェニル）あるいは下記特許文献２で記載されているように、ポリプロピレンやポリイミド等を材料として成形された、長尺で細いチューブであり、レーザーを吸収し易い材料であるため、強力なレーザー光を使用すると、その熱的影響を受けやすい。

特に、このような材料で形成された細径で柔軟なカテーテル（通常外径０．９ｍｍ程度）内に、外径（コア径）０．４ｍｍ程度の光ファイバーを挿入すると、カテーテルの内面と光ファイバーの外面との間は、極めて小さな間隙が存在するのみとなる。この状態で強力なレーザー光を照射すれば、レーザー光の熱がカテーテルに伝わりかつレーザーエネルギーがカテーテル材料に吸収されることにより、カテーテルが変形、穿孔する虞があり、円滑な液体ジェット流の噴射を妨げたり、カテーテル自体の寿命も短くなる。
特開２００３−１１１７６６号公報（段落番号［００１４］［００１５］、図１参照） 特開２００２−５２１０８４号公報（段落番号［０００４］［００１０］［００９６］、図２７Ｅ参照） 日レ医誌第２２巻第３号（２００１）（第２１７頁参照）

本発明は、上述した課題を解決するためになされたもので、細いチューブの使用であっても、レーザー光による光熱的影響を受けることもなく、より強力なレーザー光による照射が可能で、しかも長時間にわたって使用でき、患者や術者にとっても安全で操作性のよいレーザー誘起液体噴流発生デバイスを提供することを目的とする。

上記目的を達成する本発明のレーザー誘起液体噴流発生デバイスは、レーザー光を吸収する所定の液体が充填される液体導入部を有し、当該液体導入部内にレーザー発振器からのレーザー光が導光される光ファイバーのレーザー照射部を設け、当該レーザー照射部から前記液体に向ってレーザー光を照射し前記液体にジェット流を生じさせ前記液体導入部からチューブを通って外部に噴射するレーザー誘起液体噴流発生デバイスにおいて、前記液体導入部は、前記レーザー照射部が内部に収容され前記ジェット流を生じさせるジェット発生管部と、前記レーザー照射部から照射されるレーザー光による前記ジェット発生管部外部への光熱的影響を遮断する遮断手段と、を有し、前記ジェット発生管部はレーザー光を透過する部材により構成したことを特徴とする。

本発明は、ジェット発生管部内でレーザー光を照射し、発生した液体ジェット流をジェット発生管部の先端からチューブに噴射するジェット発生管部をレーザー光透過性のあるものにすれば、ジェット発生管部がレーザー光による光熱的影響を受ける虞もなく、ジェット発生管部の長寿命化が可能となり、円滑な液体ジェット流の噴射が可能になる。また、その外部にレーザー光による光熱的影響を遮断する遮断手段を設ければ、強力なレーザー照射を行なっても、レーザー光の光熱的伝播を遮断することができ、光熱的影響が外部に伝わらず、患者や術者にとっても安全で、操作性も向上し、血栓等の破壊も極めて強力にかつ確実に行うことができ、長時間にわたる操作も可能となる。

以下、図面を参照して、本発明の実施の形態を詳細に説明する。

＜第１実施形態＞
図１は本発明の第１実施形態の全体を示す概略断面図、図２は図１の要部を示す拡大断面図、図３（Ａ）はジェット発生管部分を示す要部拡大断面図、図３（Ｂ）は図３（Ａ）のＢ−Ｂ線に沿う断面図、図４は光ファイバーのレーザー照射部を示す要部拡大断面図である。

本実施形態のレーザー誘起液体噴流デバイスは、図１に示すように、概して、レーザー発振器１と、レーザー発振器１からのレーザー光が導光される光ファイバー２と、光ファイバー２の基端部分を保持する基部３と、光ファイバー２のレーザー照射部４からのレーザー光によりジェット流Ｊ（矢印）を噴射するジェット発生管部１１が外装体１０の内部に設けられた液体導入部６と、ジェット発生管部１１からのジェット流Ｊが内部を流れる細いチューブ３０（本実施形態ではカテーテル）と、レーザー光を吸収する所定の液体を液体導入部６内に充填する液体供給部４０と、から構成されている。なお、レーザー発振器１と光ファイバー２は、公知に属するため説明は省略する。

さらに詳述する。まず、基部３は、図２に示すように、Ｙコネクタ８（図では便宜的にＴ字状に示している）と、Ｙコネクタ８をレーザー発振器１に連結する連結部材９とを有している。連結部材９は、レーザー発振器１から突設された連結突部７と螺合されるスリーブ部材９ａを有し、レーザー発振器１とＹコネクタ８とを脱着可能に連結しているが、ワンタッチ式など種々の連結手段を使用できることはいうまでもない。Ｙコネクタ８の第１ポート８ａには、光ファイバー２が挿通され、この光ファイバー２を樹脂等の固定部材９ｃによりスリーブ部材９ａに一体的に固定しており、第２ポート８ｂには、液体供給部４０が連結されている。

液体供給部４０は、シリンジポンプＰにより生理食塩水あるいは血栓溶解剤等の薬剤を溶かした薬液などの所定の液体Ｗ（実線矢印）を、液体供給チューブ４１を介して供給するが、液体供給チューブ４１も第２ポート８ｂと、前記同様の連結部材９により脱着自在に連結されている。

本実施形態の液体導入部６は、図３（Ａ）に詳示するように、ＳＵＳなどにより構成された外装体１０と、外装体１０内に設けられたジェット発生管部１１と、レーザー光の光熱的影響を遮断する遮断手段１２Ａと、前記同様の連結部材９とから構成され、チューブ３０の基端側に設けられている。なお、本明細書において、「基端側」とはレーザー発振源に近い側、「先端側」とはジェット流Ｊを噴射する側を指称するものとする。

ジェット発生管部１１は、所定長の細い中空直管であり、基端側は開放端であるが、先端側は外装体１０の先端部で保持され、先端部はカテーテルハブ３１内に挿入されている。ジェット発生管部１１の内部には、光ファイバー２が先端部近傍まで挿入され、ここで発生したジェット流Ｊをチューブ３０に向って噴射するようになっている。

光ファイバー２からレーザー光を照射すると、ジェット発生管部１１は、光や熱の光熱的影響を受け、高温に晒される可能性があるので、ある程度の高い耐熱性などを有するものにより構成することが好ましいが、本実施形態では、レーザー光の光熱的影響は後述の遮断手段１２Ａにより遮断可能とすることから、ジェット発生管部１１自体は、レーザー光を透過する構成となっている。ジェット発生管部１１に透過性を持たせると、ジェット発生管部１１自体がレーザー光を吸収することが少なく、光熱的影響を受けることも少なくなり、ジェット発生管部１１の変質、劣化を抑えることができ、長寿命化できる。

このようなジェット発生管部１１を構成する材質としては、例えば、フッ素系樹脂（テトラフルオロエチレン‐パーフルオロアルキルビニルエーテル共重合体（ＰＦＡ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、テトラフルオロエチレン・ヘキサフルオロプロピレン共重合体（ＦＥＰ））や無水石英、ガラス、サファイアなどを用いることができるが、ＰＴＦＥは水と接触した状態でレーザー照射すると、白化が進み、伝達損失を高める虞があるので、フッ素系樹脂の中では、ＰＦＡ、Ｃ−Ｈ結合を含まない全フッ素化ポリマーとして旭硝子ｋ.ｋ.のルキナ（登録商標）や、同社のサイトップ（登録商標）が好ましい。

このような材料により構成されたジェット発生管部１１は、パルス的にレーザー光を照射することにより発生するジェット流Ｊを実質的に損失することなくチューブ３０の先端から噴射させることができるように、ジェット流Ｊ発生時に発生する高圧を受けても径方向に伸展しないものであることが好ましい。

伸展率としては、ジェット流Ｊを実質的に損失することなく噴射できるものであれば、特に限定されるものではないが、具体的には、ジェット発生管部１１あるいは当該ジェット発生管部１１をさらに長くしたチューブの一端を液密に封止した状態で、２０気圧の静水をジェット発生管部１１又は前記チューブ内に流入させて加圧した時の径方向の拡張率（拡張時の径と拡張前の径との差の拡張前の径に対する割合）が１％未満、より好ましくは、０．５％未満であればより確実にジェット流Ｊを噴射でき、好ましい。

また、ジェット発生管部１１は、ジェット流Ｊが効率的に前方に向かい、ジェット流Ｊの反動が逃げないようにすることが好ましいことから、光ファイバー２との間の隙間Ｇと、光ファイバー２とジェット発生管部１１が重なり合う部分（以下簡単のため、オーバーラップ部分）の長さＬｏを決定している。隙間Ｇは、狭くすればする程、オーバーラップ部分の長さＬｏは、長くすればする程、ジェット流Ｊの基部側への逆流に対する抵抗が増すため、より強力なジェット流Ｊを前方に噴射することができる。なお、術者がオーバーラップする部分の長さＬｏを調整する機構（不図示）を付与すれば、ジェット流Ｊの強弱を調節制御することもでき、利便性や操作性が向上する。

光ファイバー２の外径やジェット発生管部１１の内径は、特に限定されないが、具体的に例示すれば、水や生理食塩水のように低粘度の液体中でジェット流Ｊを発生させる場合には、ジェット発生管部１１の内径は、光ファイバー２の外径の１．０５〜１．５０倍、オーバーラップする部分の長さＬｏは３０〜１５０ｍｍが望ましく、より望ましくは光ファイバー２の外径は６００〜８００μｍ、ジェット発生管部１１の内径は７００〜１０００μｍが好適である。つまり、隙間Ｇは、５０μｍ〜２００μｍである。

なお、図示の例では、外装体１０とジェット発生管部１１とを別体としているが、本発明は、これに限定されるものではなく、上述したジェット発生管部１１として要求される特性を有する限りにおいて、外装体１０の内部の一部を管状に形成してジェット発生管部１１としてもよい。

レーザー照射部４は、図３，４に示すように、光ファイバー２の先端部に形成されているが、光ファイバー２の外周を覆う被覆ｈ（ポリイミド樹脂）の内、先端部のみを剥離して形成している。例示的に示すと、図４に示すように、コア部２ａの径ｄ１は０．６０ｍｍ、クラッド部２ｂの部分の径ｄ２は０．６６ｍｍ、被覆ｈの部分の径ｄ３は０．７１ｍｍの場合、剥離部分の長さｓは約３ｍｍ程度であることが好ましい。

レーザー照射部４の位置は、ジェット発生管部１１の先端との間に所定の距離Ｌ１を有していることが好ましい。このようにすれば、ジェット発生管部１１内で発生したジェット流Ｊを、不必要に拡散させることなく、また、実質的に弱めることなく液体導入部６の噴出口に向って強力に噴出できることになる。

図５〜図９はジェット発生管部１１の先端部の例である。図５は、ジェット発生管部１１の先端に柔軟な物質からなる保護部材２１を設けたものである。カテーテルハブ３１とジェット発生管部１１との連結時に、ジェット発生管部１１の先端部によりカテーテルハブ３１の内腔に傷付けることを防止できる。

図６は、ジェット発生管部１１の先端にカテーテルハブ３１やカテーテル３２の内腔との隙間を塞ぐ柔軟な物質からなる隙間防止部材２２を設けた例である。例えば、カテーテル３２の内腔がジェット発生管部１１の外径よりも大きい場合、ジェット発生管部１１の先端に隙間防止部材２２を設けると、カテーテル３２の内腔との密着性が向上し、カテーテルハブ３１の損傷も抑えることができる。

図７は、ジェット発生管部１１を補強する被覆体２３によりジェット発生管部１１を被覆した例である。この場合も被覆体２３の外周面をテーパ状に形成すれば、カテーテルハブ３１との密着性が向上することになる。

図８は、ジェット発生管部１１の先端部を、カテーテルハブ３１と密着せず、カテーテル３２の内腔に近接ないし挿入した例である。図９は、カテーテルハブ３１の内腔に段部２４を形成し、ジェット発生管部１１の先端部を嵌合させた例である。このようにしても、ジェット流Ｊをカテーテル３２に流入させることができる。

しかし、図８，９に示す例の場合、ジェット発生管部１１の先端部とカテーテル３２やカテーテルハブ３１の内腔の間に大きな内径差があると、出力損失が起こる可能性があるので、ジェット発生管部１１の先端部の外径と最も近接するカテーテルハブ３１の内面もしくは内腔との内径差は１００μｍ以下が望ましい。

なお、ジェット発生管部１１が透光性を有していても光ファイバー２と接近することは好ましくないので、光ファイバー２とジェット発生管部１１との放射方向の位置関係は、光ファイバー２をジェット発生管部１１の内腔の中心に配置すべきである。

図３（Ａ）に示すように、遮断手段１２Ａは、少なくともレーザー照射部４の周囲におけるジェット発生管部１１の外側に設けられ、隔壁部材１５と、レーザー光を吸収する液体Ｗと、により構成されている。隔壁部材１５は、ポリウレタンなどの樹脂により構成されているが、基端側は流路抵抗を軽減するために円錐状に形成された仕切壁１５ａにより封止され、先端側はジェット発生管部１１に支持され、外装体１０内に配置されている。なお、隔壁部材１５先端の支持は、図３（Ｂ）に示すように、液体Ｗが隔壁部材１５の外部から内部に流入するように複数の通路１５ｃを有する支持体１５bが設けられている。

このようにすれば、液体Ｗが供給された場合、光熱的影響を受け易いレーザー照射部４近辺のジェット発生管部１１に対し、より新鮮な液体Ｗを供給できる。つまり、外装体１０内を流れる液体Ｗは、隔壁部材１５に基端側から先端側まで移動した後に、ジェット発生管部１１と接触し、後端部でＵターンしジェット発生管部１１内に入り、レーザー照射部４に向うことになる。

また、この液体Ｗは、レーザー光の一部が外部に漏れないように吸収する機能を発揮する。この結果、別途レーザー光の遮断手段を設けなくても、レーザー光の遮断効果が発揮される。つまり、本実施形態の液体Ｗは、ジェット流Ｊにより血栓を破砕する破砕源あるいはジェット流Ｊの発生源であると共にジェット発生管部１１を透過したレーザー光を吸収するレーザー吸収体としての役割を果たすものである。

なお、前記支持体１５ｂの代わりに、隔壁部に位置させるために、隔壁部材１５の外周に適数個の位置決め突起やばねなどのような、隔壁部材１５のジェット発生管部１１に対する径方向の位置を保持し、外装体１０内の中心位置置保持手段（不図示）を設けてもよい。このような位置保持手段や前記支持体１５bを設けると、隔壁部材１５やジェット発生管部１１の組み付け精度も向上することになり好ましい。

チューブ３０は、図１に示すように、カテーテルハブ３１と、カテーテルハブ３１の先端側に設けられた細長いカテーテル３２とから構成され、カテーテルハブ３１とカテーテル３２との間の外周には耐キンクプロテクタ３３が設けられている。

このチューブ３０も、外装体１０と連結部材９により連結されている。外装材１０の先端側は、図３に示すように、外周面が円弧状に膨出された膨出部１０ａが設けられ、スリーブ部材９ａの基端部は、この膨出部１０ａを超えて嵌合し、先端部はカテーテルハブ３１の基端側と螺合されている。なお、この連結部材９もワンタッチ式に連結できるものであってもよいことはいうまでもないが、いずれにしてもカテーテルハブ３１の内周面は、テーパ状に形成し、外装材１０の端部１０ｂをカテーテルハブ３１内に押込むと、両者は液密に嵌合されることが好ましい。

チューブ３０においては、ジェット発生管部１１の先端部から噴射されるジェット流Ｊが出力損失しないように流入させることが望ましいので、ジェット発生管部１１とカテーテル３２とは出入口部分が相互に対向するように同軸的に配置し、液体ジェット流の力をカテーテルに導入し易くすることが好ましい。ただし、ジェット発生管部１１とカテーテル３２とは、必ずしも当接させる必要はなく、実質的に出力損失しない程度に近接配置した状態であってもよい。また、ジェット発生管部１１の先端部を拡径し、いわば末広がりにすれば、カテーテルハブ３１の内面と密着することになり、より確実な液密状態となり、好ましいものとなる。

図１０は、チューブの変形例を示す要部断面図である。チューブ３０は、図１０に示すように、内管３２ａと外管３２ｂとを有するカテーテル３２であり、外管３２ｂの先端を内管３２ａに接合して封止したもので、内管３２ａと外管３２ｂとの間に液体を供給することにより外管３２ｂを膨張し、いわゆるバルーン部３２ｃを形成するようにしたものであってもよい。このようなバルーン部３２ｃを血管内で膨出形成すれば、先端部であるジェット流噴射部の位置を後退不能に位置固定的に保持できると共にジェット流噴射部を血管Ｋの中心にセットする、いわゆる芯出しを容易に行うことができ、術者の作業性が極めて向上することになる。また、血流を遮断するので、破砕した血栓が飛散することを防ぎ、噴流操作後に同カテーテルから血栓を吸引除去できる。なお、図中の符号「３２ｄ」は血栓である。

次に、作用を説明する。

まず、液体噴流発生デバイスのＹコネクタ部８の第１ポート８ａのスリーブ部材９をレーザー発振器１の連結突部７と連結し、第２ポート８ｂのスリーブ部材９ａを送液チューブ４１と接続すると組み付けは完了する。

この状態でシリンジポンプＰにより液体Ｗを注入すると、液体Ｗは、Ｙコネクタ８の第２ポート８ｂ→第１ポート８ａ→隔壁部材１５の外周→隔壁部材１５の先端開口→隔壁部材１５の内部→ジェット発生管部１１→カテーテルハブ３１→カテーテル３２を通って、カテーテル３２の先端から流出する。これにより液体Ｗが満液状態になったことが分かり、いわゆるプライミングが完了する。

術者は、ガイドワイヤー（不図示）を生体内に挿入し、次いでガイドワイヤーを先端より突出させた状態で基部側からＹコネクタ８を接続したガイディングカテーテル（不図示）を通し、血栓の位置の近傍まで進める。そして、ガイドワイヤーの先端が血栓の位置まで到達し、ガイディングカテーテルがその手前まで到達すると、その位置を保持する。なお、ガイドワイヤーの先端などに放射線不透過性材料（例えば金、銀、白金、タングステン、パラジウムまたはそれらの合金等）を、いわゆるマーカーとして設けておくと、その位置をＸ線照射等により確認しつつカテーテル部材１３を挿入することができ、生体内での位置を正確に把握することができる。

血栓の位置にアクセスしておいたガイドワイヤーをガイドとしてカテーテル３２を血管内に挿入する。カテーテル３２は、全体的に細く柔軟であるが、剛体のガイドワイヤーをガイドとすれば、容易に挿入することができる。カテーテル３２の先端がガイディングカテーテル先端より突出し、かつ血栓の位置まで到達すると、ガイドワイヤーを抜去する。

続いて、液体噴流発生デバイスの先端１０ａをカテーテルハブ３１に挿入し、カテーテルハブ３１と外装材１０を液密に連結する。

そして、シリンジポンプＰを作動し、カテーテル３２に液体Ｗを供給しつつ、光ファイバー２をレーザー発振器１と接続し、レーザー発振器１を動作すると、レーザー光がレーザー照射部４より液体Ｗにパルス的に照射される。この照射によりジェット発生管部１１内で急激に液体Ｗが気化してバブルＢが発生する。このバブルＢによる加圧力は、ジェット発生管部１１内の液体Ｗを急激に押し出し、ジェット流Ｊが生じる。

本実施形態では、パルス照射は、カテーテル３２内ではなく、ジェット発生管部１１内で行なわれるので、発生したバブルＢによる加圧力は、ジェット発生管部１１に作用する。しかし、ジェット発生管部１１は、強度を有するものであることから、変形などを生じることなく、発生したバブルＢの加圧力を確実に液体Ｗに伝達することになる。また、ジェット発生管部１１は、レーザー光を透過する材料により構成しているので、相当強力なパルスレーザー光であっても、ジェット発生管部１１自体が光熱的影響を受けることはない。また、レーザー光は、大部分ジェット流Ｊの発生に使用されるが、その一部のレーザー光がジェット発生管部１１を透過し外部に漏れようとしても、隔壁部材１５やジェット発生管部１１周囲に存在する液体Ｗに吸収され、遮断される。

パルスレーザー光の照射により発生した液体ジェット流Ｊは、カテーテル３２内の液体Ｗに伝播され、前方の血栓に向かって噴射され、強力な液体ジェット流Ｊの衝突と、血栓溶解剤の補助により血管内の血栓が破砕され、血管内で血液の再還流が開始される。送液デバイスは、シリンジポンプに限定されず、より大容量の送液が可能な輸液ポンプであってもよい。

血栓が破砕されたことが確認されると、ガイディングカテーテル（不図示）の基部に接続したＹコネクタ８のポートからシリンジポンプなどで破砕された血栓を吸引し外部に取り出す。

（実験例）
実験を行った結果、下記のようになった。実験では、隔壁部材１５は、内径３．７０ｍｍ、外径４．５０ｍｍ、有効長１１０ｍｍのポリウレタンを使用した。外装体１０は、内径６．００ｍｍ、外径７．００ｍｍ、流路長さ１１８ｍｍのＳＵＳ３０４を使用した。光ファイバー２は、外径０．７１ｍｍ（コア径０．６０ｍｍ）の無水石英を使用し、先端からの長さＳを５ｍｍとした。レーザー照射条件は、Ｈｏ−ＹＡＧレーザーを使用し、周波数３Ｈｚで５Ｗの出力とした。送液条件は３６０ｍｌ／ｈとした。

ジェット発生管部１１に関しては複数種類準備した。第１のジェット発生管部は、ＰＦＡを使用し、内径０．８５ｍｍ、外径１．８５ｍｍ、オーバーラップ長さＬｏ１００ｍｍとした。第２のジェット発生管部は、ＰＴＦＥを使用し、内径０．８５ｍｍ、外径１．１５ｍｍ、オーバーラップ長さＬｏ１００ｍｍとした。第３のジェット発生管部は、ＦＥＰを使用し、内径０．８５ｍｍ、外径１．５５ｍｍ、オーバーラップ長さＬｏ１００ｍｍとした。第４のジェット発生管部は、ＰＹＲＥＸ（登録商標）ガラスを使用し、内径０．８５ｍｍ、外径１．４５ｍｍ、オーバーラップ長さＬｏ１００ｍｍとした。第５のジェット発生管部は、ＰＹＲＥＸ（登録商標）ガラスを使用し、内径０．８５ｍｍ、外径１．８５ｍｍ、オーバーラップ長さＬｏ１００ｍｍとした。

ここにおいて、ジェット発生管部１１の材質に関し、ガラス類では、Ｈｏ−ＹＡＧレーザーの波長２１００ｍｍでの伝送損失が極めて少ない石英ガラスが理想的であるが、上記した細管の製作は極めて困難であるため、ソーダ石灰ガラスやホウケイ酸ガラス（ケイ酸が約８１％、ホウ酸が約１３％のＰＹＲＥＸ（登録商標））を用いることが好ましい。

このような条件でジェット流の噴射を試みたところ、全てのジェット発生管部１１でレーザー照射後５分間以上ジェット流Ｊが発生した。ＰＴＦＥのジェット発生管部１１は、液体Ｗと接触した状態でレーザー照射することで白化が進んだが、ＦＥＰやＰＦＡのジェット発生管部１１は、このような現象は見られなかった。樹脂の中では、ＰＦＡが最適であった。

ＰＹＲＥＸ（登録商標）ガラスを用いた実験でも、レーザー照射後５分間以上ジェット流が発生した。他の実験例で、着色を施したり含水率の高いガラスを用いた場合では、レーザー光の吸収を招き、高温を発生する虞があることも判明した。サファイアも実施可能であるが、石灰ガラスと同様、高価なため医療器具としての汎用性を欠くという難点がある。

また、上述したものよりもレーザー透過率が低い材料についても実験を行った。つまり、ポリスチレン、アクリル樹脂、ポリカーボネート、ウレタン樹脂であって、内径０．８５ｍｍ、外径１．１５ｍｍのジェット発生管部１１を試作し、同様の実験を行った。レーザー照射後１分間以内で損傷し、穴が開いた。このため、安定的なジェット流は得られなかった。

レーザー透過性の指標としては、波長２１００ｍｍのレーザー光を厚さ１ｍｍの板に垂直に照射した場合の透過後の照度の透過前の照度に対する百分率を示した透過率がある。以下にジェット発生管部に使用した素材の透過率を表す。測定は、コヒレント社のレーザーパワー／エネルギーメータのFild Max-Topを使用して２５℃で行った。

下表によれば、透過率が８０％以上となる板材をジェット発生管部の材料として使用することが好ましいといえる。ジェット発生管部の肉厚については、肉厚が増えるほどレーザー光がジェット発生管部内に吸収される量が増え、高温になる虞があることと、カテーテルハブとの係合を考慮すると２ｍｍ以下とすることが好ましい。

＜第２実施形態＞
図１１は本発明の第２実施形態を示すジェット発生管部分の要部拡大断面図であるが、前記実施形態と同様の部材は同一符号を使用し、説明を省略する。

本実施形態は、レーザー光透過性のあるジェット発生管部１１の遮断手段として、レーザー光反射部材１２Ｂが設けられている。

レーザー光による光熱的影響によりジェット発生管部１１が変質し劣化する現象は、レーザー光の一部がジェット発生管部１１に吸収されることによって起こる現象であり、この現象を抑えるには、レーザー光の反射率の優れた物質をジェット発生管部１１の内面、とりわけ光ファイバー２の先端部であるレーザー照射部４の近傍に設けることが有効である。

一方、基本的にレーザー光の大部分は、ジェット発生管部１１内の液体Ｗに吸収され、ジェット化に用いられるので、ジェット発生管部１１の外部に透過する量は少なく、照射した量のごく一部である。

したがって、本実施形態では、レーザー光を遮断する手段として、レーザー光反射部材１２Ｂを、ジェット発生管部１１のレーザー照射部４周辺を覆うように液体導入部６の外装体１０の内面に添着している。このようにすれば、レーザー光反射部材１２Ｂにより外装材１０の発熱を抑え、安全に操作することができる。

レーザー光は、放射状に散乱し光熱的影響を及ぼすから、レーザー光反射部材１２Ｂは、レーザー照射部４を中心として、その前後に先端側から基端側に延在するようにレーザー光反射部材１２Ｂを設けることが好ましい。

本実施形態では、ジェット発生管部１１はレーザー光を透過するように構成されている点は前記実施形態と同様であるが、レーザー光反射部材１２Ｂを設けている関係上、ジェット発生管部１１の外周部分には液体Ｗは存在していない空洞部Ｋとなっており、ここでの液体Ｗは、ジェット発生源としてのみの役割を持つことになる。

このレーザー光反射部材１２Ｂに適した素材としては、多孔質のセラミックス（例えば、アルミナやジルコニア）、レーザー光の反射率の優れた金属（例えば、金、白金、銀、銅あるいはアルミニウム）等を挙げることができる。前者は、レーザー光による発熱を断熱する役割を果たし、後者は、レーザー光を反射、拡散し、局所的な発熱を抑えることができる。拡散効果をより高めるために、レーザー光が当る面を凹凸にすることも可能である。なお、生体内への安全性を考慮すると金または白金を主成分とすることが望ましい。

レーザー光反射部材１２Ｂの厚さは、数ミクロン程度ではレーザー光が透過する可能性があるので、所定のレーザー波長の１０倍以上を碓保することが望ましい。

なお、ジェット発生管部１１と光ファイバー２との間の位置関係などは、前記第１の実施形態と同様である。

＜第３実施形態＞
図１２は本発明の第３実施形態を示す断面図、図１３は同実施形態のジェット発生管部分の要部拡大断面図であるが、前記実施形態と同様の部材は同一符号を使用し、説明を省略する。

前記実施形態は、デバイスを操作しやすいように液体導入部６をカテーテル３２の基部側に設ける構成となっているが、本実施形態は、液体導入部６をカテーテル３２の内腔に設置したものである。このようにすれば、患部の近傍でジェット流Ｊを発生させることができ、同じレーザー出力であってもより強力なジェット流Ｊを発生させることができることになるか、あるいは弱い出力であっても先の実施形態と同等のジェット流Ｊを発生させることができる。

前記実施形態では、ジェット流Ｊがカテーテル３２の長さ分を通って流出することになるので、圧力損失が生じ、最大出力を得るためには効率的なジェット発生管部１１の長さや光ファイバー２との間のクリアランスを設定する必要があるが、本実施形態のものは、このような必要がなく、ジェット発生管部１１の長さや光ファイバー２との間のクリアランスの設定の自由度は大きなものとなる。

＜第４の実施の形態＞
図１４は本発明の第４の実施形態を示す概略断面図、図１５は同実施形態のジェット発生管部分の要部拡大断面図である。なお、前記実施形態と同様の部材は同一符号を使用し、説明を省略する。

前述した実施形態は、血栓を破砕した後に液体供給部４０のシリンジポンプを利用して血栓の吸引を行っている。しかし、液体Ｗの供給と血栓の吸引は、それぞれ独立して行なってもよい。

本実施形態は、ジェット流Ｊを発生させる液体Ｗを供給するカテーテル３２の周囲に吸引用カテーテル３３を同軸的に配置し、カテーテル３２の基端側に連結部材９を介してシリンジポンプＰ１を連結し、吸引用カテーテル３３の基端側にも連結部材９を介してシリンジポンプＰ２を連結している。そして、カテーテル３２の先端側にジェット発生管部１１を設けている。したがって、ジェット流Ｊの噴射はカテーテル３２で、血栓の吸引は吸引用カテーテル３３により行うようになる。ただし、シリンジポンプＰ２は、血栓の吸引のみでなく液体Ｗの供給を行うことも可能である。

本実施形態では、レーザー光を遮断する遮断手段は、カテーテル３２の外壁面と吸引用カテーテル３３の内壁面との間に形成される隙間（流路）と、この隙間（流路）を流れてポンプＰ２により吸引される液体Wとにより構成されている。

本実施形態では、ジェット発生操作中においてジェット発生管部１１の周囲に液体Ｗが常時存在しているので、遮光能力が向上し、前記実施形態のようにジェット発生管部１１の周囲に前述した隔壁部材１５を配置する必要がない。このため、カテーテル３２の先端にジェット発生管部１１を連結し、その周囲に同軸的に吸引用カテーテル３３を配置しても装置自体の外径を小さなものにすることができ、術者の利便性操作性がさらに向上することになる。また、破砕した後直ちに血栓を吸引することができることから、より吸引精度も向上する。

なお、カテーテル３２は、生体内挿入時の変形を容易にするため、例えば、ポリウレタンなどの柔軟に変形可能なものを使用することが好ましく、また、ジェット発生管部１１の先端には、柔軟な物質からなる保護部材２１を設けることが好ましい。

＜第５の実施の形態＞
図１６は本発明の第５の実施形態を示す概略断面図、図１７は図１６の要部拡大断面図である。なお、前記実施形態と同様の部材は同一符号を使用し、説明を省略する。

前述した実施形態は、ジェット発生管部１１の先端にカテーテル３２、つまり、比較的柔軟で変形し易いチューブを使用したものであるが、本実施形態では、ジェット発生管部１１の先端に生体内に挿入可能な剛性を有し、内部を液体ジェット流Ｊが流通するようにした剛性チューブ３４を連結したものである。このようにすれば、強度的に優れた剛性チューブ３４内を通ってジェット流Ｊを流通させ、より強力な液体ジェット流Ｊを血栓に向けて噴射することができる。

剛性チューブ３４の材料としては、金属の場合、生体内で変形に耐えられる弾性、つまり、しなやかさを有する金属が好ましく、超弾性合金や、ゴムメタル（豊田中央研究所の登録商標）などが好ましい。ここに、超弾性合金とは、一般に形状記憶合金と称され、少なくとも生体温度（３７℃付近）で超弾性を示すものである。好ましくは、４９〜５３原子％ＮｉのＴｉＮｉ合金、３８．５〜４１．５重量％ＺｎのＣｕ−Ｚｎ合金、１〜１０重量％ＸのＣｕ−Ｚｎ−Ｘ合金（Ｘ＝Ｂｅ，Ｓｉ，Ｓｎ，Ａｌ，Ｇａ）、３６〜３８原子％ＡｌのＮｉ−Ａｌ合金などの超弾性金属体が好適である。特に、好ましいものとしては、ＴｉＮｉ合金である。また、樹脂単位では、ポリイミド、ポリエーテルイミド、ポリカーボネート、ポリエステルなどのショアＤ硬度７０以上の樹脂が望ましいが、ブレイドを内蔵させるなどして剛性を高めることがより望ましい。本実施形態においても、血管壁などへのダメージを緩和させるため、剛性チューブ３４の先端側に柔軟な物質からなる保護部材２１を設けることが好ましい。

また、図１６に示すように、外装体１０に連結部材９及び分岐ハブ３６を介して吸引ポート３７を有するガイドカテーテル３５を連結し、ガイドカテーテル３５の分岐ハブ３６の吸引ポート３７から血栓を吸引（図１６の矢印参照）しながら治療を行うことも可能である。この場合、ガイドカテーテル３５と剛性を有する剛性チューブ３４とは液密でなく、相互間に吸引可能なクリアランス３８が必要となる。

本発明は、液体導入部内に充填された液体に吸収しやすい波長のレーザー光を、光ファイバーの先端からパルス的に照射し、液体を急激に加熱しバブルを発生させ、これにより生じた液体ジェット流により血栓を破砕する治療用具として利用できる。

本発明の第１実施形態の全体を示す概略断面図である。 図１の要部を示す拡大断面図である。 （Ａ）はジェット発生管部分を示す要部拡大断面図、（Ｂ）は（Ａ）のＢ−Ｂ線に沿う断面図である。 光ファイバーのレーザー照射部を示す要部拡大断面図である。 ジェット発生管部の先端部の例を示す概略断面図である。 ジェット発生管部の先端部の例を示す概略断面図である。 ジェット発生管部の先端部の例を示す概略断面図である。 ジェット発生管部の先端部の例を示す概略断面図である。 ジェット発生管部の先端部の例を示す概略断面図である。 チューブの変形例を示す要部拡大断面図である。 本発明の第２実施形態を示すジェット発生管部分の要部拡大断面図である。 本発明の第３実施形態を示す断面図である。 同実施形態のジェット発生管部分の要部拡大断面図である。 本発明の第４の実施形態を示す概略断面図である。 同実施形態のジェット発生管部分の要部拡大断面図である。 本発明の第５の実施形態を示す概略断面図である。 図１６の要部拡大断面図である。

符号の説明

１…レーザー発振器、
２…光ファイバー、
４…レーザー照射部、
６…液体導入部、
１０…外装体、
１１…ジェット発生管部、
１２Ａ…遮断手段、
１５…隔壁部材（遮断手段）、
３０…チューブ、
３２…カテーテル、
３４…剛性チューブ、
Ｇ…隙間、
Ｊ…ジェット流、
Ｌｏ…オーバーラップする長さ、
Ｗ…液体（遮断手段）。

Claims (12)

1. レーザー光を吸収する所定の液体が充填される液体導入部を有し、当該液体導入部内にレーザー発振器からのレーザー光が導光される光ファイバーのレーザー照射部を設け、当該レーザー照射部から前記液体に向ってレーザー光を照射し前記液体にジェット流を生じさせ前記液体導入部からチューブを通って外部に噴射するレーザー誘起液体噴流発生デバイスにおいて、
   前記液体導入部は、前記レーザー照射部が内部に収容され前記ジェット流を生じさせるジェット発生管部と、前記レーザー照射部から照射されるレーザー光による前記ジェット発生管部外部への光熱的影響を遮断する遮断手段と、を有し、前記ジェット発生管部はレーザー光を透過する部材により構成したことを特徴とするレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
2. 前記液体導入部は、前記チューブの基端側に設けたことを特徴とする請求項１に記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
3. 前記液体導入部は、前記チューブの先端側に設けたことを特徴とする請求項１に記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
4. 前記チューブは、生体内に挿入可能な剛性を有することを特徴とする請求項１〜３のいずれかに記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
5. 前記チューブは、カテーテルにより構成したことを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
6. 前記ジェット発生管部は、少なくとも前記レーザー照射部の周囲が、1ｍｍの肉厚での波長２１００ｎｍのレーザー光の透過率が８０％以上有する材料により構成したことを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
7. 前記ジェット発生管部は、少なくとも前記レーザー照射部の周囲の肉厚が０．1５ｍｍ〜２ｍｍであることを特徴とする請求項６に記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
8. 前記ジェット発生管部は、フッ素系樹脂、ソーダ石灰ガラス、ホウケイ酸ガラスからなる群の内少なくとも１つにより構成したことを特徴とする請求項１〜７のいずれかに記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
9. 前記遮断手段は、少なくとも前記レーザー照射部の周囲における前記ジェット発生管部の外側に設けられている請求項１〜８のいずれかに記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
10. 前記遮断手段は、前記ジェット発生管部の前記レーザー照射部周辺を覆うように配置された前記液体導入部内に設けられ、当該液体導入部内を流れる前記液体が前記ジェット発生管部の前記レーザー照射部側となる先端部から流入し、後端部でＵターンし前記レーザー照射部に向う流れとする隔壁部材を有することを特徴とする請求項９に記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
11. 前記遮断手段は、前記ジェット発生管部の前記レーザー照射部周辺を覆うように配置された前記液体導入部の内面に添着されたレーザー光反射部材により構成したことを特徴とする請求項９に記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。
12. 前記ジェット発生管部は、前記光ファイバーとの間の隙間を５０μｍ〜２００μｍとし、前記オーバーラップする長さを、３０ｍｍ〜１５０ｍｍとしたことを特徴とする請求項１〜１１のいずれかに記載のレーザー誘起液体噴流発生デバイス。

Images