JP2008541843A - 血管内超音波カテーテル装置およびアテロームを除去する方法 - Google Patents

Abstract

【課題】血液内でキャビテーションおよび音波噴流を生成し、アテロームを除去するために、カテーテルおよび超音波除去マニフォールドを有する血管内カテーテル装置を提供する。
【解決手段】除去マニフォールドは、パワー変換器および組み合わされた漏出性音波空洞を有す。漏出性音波空洞は、空洞内除去用の超音波パワー放射の第１部と、外部に漏出して空洞外除去を行う超音波パワー放射の第２部とを有す。パワー変換器および漏出性音波空洞は、共焦点共鳴空洞を形成するよう構成される。超音波の漏出を維持しながら強力な共振を提供するため、介在するバードケージが共鳴空洞に組み合わされる。共振を強化し、強度の高い超音波の垂直な投射によって内膜が創傷することを防止するため、バードケージの胴体の周りに保護シールドが取り付けられる。除去効果をさらに高めるため、マイクロバブル放出装置およびマイクロポンプも含まれる。
【選択図】なし

Description

関連出願の記載

本願は、２００５年３月１１日に出願された米国特許出願第１１／０７７，９４２号の一部継続出願であり、その全体が、すべての目的のために、ここに参照により取り入れられている。

本発明は、医療装置に関し、特に、血管内壁から望ましくない沈着物を除去するための血管内超音波カテーテル装置に関する。

米国特許出願第１１／０７７，９４２号の対応部分を参照。

本発明は、望ましくない血管沈着物を取り除く血管内超音波カテーテル装置を開示する。この装置は、加圧されたソース血液を治療中の血管に送出し力強く注入し、除去後に、再送出しおよび再注入のために、注入された血液を再循環する再循環血液送出し注入ユニットおよび血液抽出加圧ユニットを含む。

再循環血液送出し注入ユニットは、除去しなければ身体の他の部分に分散し望ましくなくなる可能性のある局所的な患部を治療するための薬品を投与することもできる。再循環血液送出し注入ユニットは、オプションの再注入のために、薬品を自動的に回収し再利用するよう機能する。

再循環血液送出し注入ユニットは、一列に接続された、血液抽出加圧ユニットに接続されたデュアルチューブと、第２マニフォールドと、注入ノズルとを含む。この一列の接続は、加圧されたソース血液の治療中の血管への強力な噴射をもたらし、注入された血液の一部を戻し、再送出しおよび再注入のための再循環ももたらす。また、この一列の接続は、患者の身体での１箇所の侵襲をさらに実現することにより、複数箇所での侵襲によるリスクや不快感を軽減することができる。

血液抽出加圧ユニットは、ソース血液をデュアルチューブをから受領し、デュアルチューブに送出しためにソース血液を加圧する、間に接続された第１入口と、第１出口と、ポンプ装置とを有する第１マニフォールドをさらに含む。

デュアルチューブは、送出しチューブと、戻しチューブとを有す。送出しチューブは、上流送出し端と、下流送出し端とを有す。上流送出し端は第１出口に接続され、下流送出し端は第２マニフォールドに接続されている。戻しチューブは、上流戻し端と、下流戻し端とを有す。上流戻し端は、注入ノズルの下流に設けられ、接続されている。下流戻し端は、第１入口に接続されている。

第２マニフォールドは、戻しチューブの上流に設けられ、上流戻し端を介し接続された収集閉じ込めユニットを有す。収集閉じ込めユニットは、注入ノズルの下流に設けられ、再送出しおよび再注入のために、噴射されたソース血液の一部をそらし、上流戻し端に戻すデフレクターヘッドをさらに含む。

再循環血液送出し注入ユニットが、注入ノズルの近くにＲＦ放出チップをさらに含む場合、デフレクターヘッドに導電性をもたせ、ＲＦ放出チップから放射されたＲＦパワーを効率的に集め、集中させる。

再循環血液送出し注入ユニットが、注入ノズルの近くに放電装置をさらに含む場合も、収集閉じ込めユニットに導電性をもたせ、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂いたことにより生成された過剰な逆符号電荷を、単極放出モードに比べ高度な効率を有する双極放出モードで中性化することを可能にする。

第２マニフォールドは、注入ノズルの先端近くに装着され、１つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を血液への超音波パワー放射に変換し、粉砕および乳化を介し、望ましくない沈着物を除去するパワー変換器をさらに含む。

第１マニフォールドは、除去されたプラークおよび石灰沈着の破片を、再送出しおよび再注入の前に、抽出され再循環された血液から取り除くインラインフィルターも含む。

収集閉じ込めユニットは、注入ノズルとともに、超音波パワー放射を反射し閉じ込める超音波空洞を形成し、それに応じて閉じ込められた超音波エネルギー密度および除去力を増加させるため、さらに形状および寸法を合わせてつくることもできる。これによって、治療中の患部以外の健常な組織に対する、高パワー超音波放射の潜在的に有害な生物学的効果を制限することもできる。

血管内超音波カテーテル装置は、血液内でキャビテーションおよびそれに伴う高速音波噴流を生成し、粉砕、乳化することにより、アテロームを除去する。超音波カテーテル装置は、細長いカテーテルチューブおよび末端の超音波除去マニフォールドを有す。細長いカテーテルチューブは、治療中の血管を刺し、アテローム部に到達するよう機能する。超音波除去マニフォールドは、アテローム部からアテロームを超音波的に除去するため、カテーテルチューブの末端近くに取り付けられている。

超音波除去マニフォールドは、パワー変換装置および漏出性音波空洞を有す。パワー変換装置は、１つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を、血液への超音波パワー放射に変換する。パワー変換装置および血液に音波的に連結した漏出性音波空洞は、空洞内でアテロームの破片を除去する超音波パワー放射の第１部と、外部に漏れることにより空洞外で治療中の血管に沿ってアテロームを除去する超音波パワー放射の第２部とを含む。

パワー変換装置および漏出性音波空洞は、これらの音波を組み合わせることにより超音波パワー放射の少なくとも１つの動作周波数の下で漏出性共鳴空洞を形成するよう、いずれも幾何学的に構成させることができる。

パワー変換装置は、少なくとも１つの放射面を有する少なくとも１つの超音波変換器ユニットを含み、漏出性音波空洞は、少なくとも１つの反射面を有する少なくとも１つの超音波リフレクター素子を含む。放射面および反射面は、互いに空間的に向き合うように配置される。また、放射面および反射面は、湾曲の共通の中心を実質的に呈するような形状にし、漏出性共焦点共鳴空洞を形成することができる。

漏出性音波空洞は、放射面および反射面と音波的に組み合わせられ、さらに強い音波共振を形成する介在音波反射バードケージをさらに含むことができる。バードケージは、血液およびそれに含まれる物質を循環させることもでき、超音波パワー放射の漏出性音波空洞の外への漏出を維持する。

バードケージは、斜めに伝播する超音波の反射率を高める寸法にし、その音波共振を強めることができる。
バードケージは、音波共振をさらに強めるため、バードケージよりも長さが短い円筒形の外観形状でバードケージの胴体周辺に取り付けた音波反射保護シールドをさらに含むことができる。

バードケージおよび保護シールドのいずれも、バードケージの中央で生成されたキャビテーションの崩壊により形成される音波噴流が、バードケージの縦棒に実質的に平行な血管壁に斜めに当たってはね返るような寸法にすることができる。これによって、弾性のある健常な内膜に傷をつけずに、弾性のないアテロームを選択的に除去することを確実にする。同時に、これによって、ほぼ垂直に投射される音波噴流により健常な内膜が損傷を受けるリスクも軽減する。

漏出性音波空洞は、バードケージに並べて配置し、キャビテーションの閾値を下げ、キャビテーションの形成を増大させ、アテロームの除去を強化するため、超音波造影マイクロバブルを血液に放出するマイクロバブル放出装置をさらに含むことができる。

マイクロバブル放出装置は、超音波造影マイクロバブルが保護シールドの内表面からバードケージの中央に向けて注入されることにより、内膜の健常な弾性のある組織に傷をつけるリスクを避けるため、近くの内膜から離し、実質的に保護シールドの後ろで、必要とされるキャビテーションおよび音波噴流を生成できるよう構成することができる。

マイクロバブル放出装置は、動作中に、抗凝血薬、生理食塩水などの必要とされる薬品を血液に注入するための薬品注入装置をさらに含むことができる。

漏出性音波空洞は、超音波除去マニフォールドの内部および周辺に配置され、空洞外の除去および空洞内の除去の両方によって生成された寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片を捕獲する捕獲乳化装置をさらに含むことができる。これによって、下流の毛細血管を詰らせることなく、時間集約的な乳化およびその後の体内への再吸収の時間を延長することができる。

１つの実施例では、捕獲乳化装置は、バードケージの内部に設けられ、寸法の大きなプラークおよび石灰化組織の破片の動きを封じ、遅らせることができるよう適切に配置された多数の物理的な障壁を有する捕獲マニフォールドを含む。多数の物理的な障壁は、ワイヤーの寸法に超音波パワー放射の伝播を妨げない充分な小ささをもたせ、バードケージによって支持された円形または長方形の格子状の細いワイヤー製とすることができる。もう１つの実施例では、捕獲乳化装置をバードケージおよび保護シールドの組み合わせとすることにより、この組み合わせを多機能にしている。さらにもう１つの実施例では、捕獲乳化装置は、寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片を捕獲乳化装置に吸い込むことによりその効率を高める、局所的な血液の渦を生成するために超音波除去マニフォールド内に設けられた液体ポンプ装置とすることができる。

漏出性音波空洞は、超音波除去マニフォールドの周辺に配置され、血液の空洞内の循環および空洞外の循環の両方に刺激を与える局所血液循環装置をさらに含むことができる。これによって、寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片の時間集約的な乳化の時間を延長し、超音波除去マニフォールドが存在することによる障害による自然な血液の流れに対する粘性抵抗を顕著に減少させる。

超音波カテーテル装置は、超音波除去マニフォールドに装着され、患部の血液管腔の近くで超音波除去マニフォールドを制御しながら位置決めする、ユーザとのインターフェースとなる位置決め装置をさらに含むことができる。これによって、捕獲乳化装置により寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片をより効果的に捕獲しながら、除去の効果をさらに高めることができる。

高周波パワー電気信号の１つまたは複数の周波数は、超音波除去マニフォールドの１つまたは複数の共鳴周波数を含む所定の範囲の時変周波数掃引にさらに定め、除去プロセスの強度を高めることができる。

以下のいくつかの図面を介し、同じまたは類似する部品を参照符号により示すことにより、本発明のその他の様々な物、機能および付随する長所をよりよく理解することができる。
本発明における血管内超音波カテーテル除去装置の実施例である。 カテーテルの末端に設けられたパワー変換装置の断面図である。 パワー変換装置および特定の幾何学的関係を満たしたときに超音波共鳴空洞を形成する反対側の超音波リフレクター素子の図である。 超音波変換器と、超音波リフレクター素子、バードケージとを有する超音波除去マニフォールドの透視図である。 保護シールドが追加された超音波除去マニフォールドの透視図である。 マイクロバブル／薬品送出しチューブが追加された超音波除去マニフォールドの側面図と、保護シールド内部に設けられたマイクロバブル／薬品注入リングの断面図および透視破断図である。 マイクロバブル集中の分布およびマイクロバブル注入を伴う超音波強度分布の概念図である。 超音波がバードケージの縦棒および血管壁からだけでなく変換器およびリフレクター表面の両方から複数の反射を受ける超音波放射線軌道の図である。 超音波リフレクター素子、パワー変換器装置および超音波共鳴空洞の流線型の表面の周りの自然な血液の循環によって局所的な血液の対流性細胞がいかにして形成されるかを示す図である。 内部の物理的な障壁を追加することによって、より大きな破片の流れが遅くなっても、血液の対流および微細微粒子が顕著に影響を受けないことを示す図である。 超音波除去マニフォールドの共鳴空洞内に追加されたマイクロ液体ポンプ装置が局所的な血液循環をいかにして強化することができるかを示す図である。 マイクロ液体ポンプ装置用の動電学ポンプの実施例である。 マイクロ液体ポンプ装置用の電気流体力学ポンプの実施例の断面図である。 発達するアテロームの上に超音波除去マニフォールドがあるときの様子の例である。 位置決めバルーンを追加することにより、同バルーンを適切に膨らませ、しぼませて超音波除去マニフォールドを患部で位置決めすることができることを示す図である。 位置決めバルーンモジュールのさらに詳細な透視図である。 複数の内部管腔を有するカテーテルの断面図である。 位置決めバルーンがいかにして血管管腔内で機能するかを詳細に示す図である。

本発明を完全に理解できることができるようにするため、以下の本発明の詳細な説明において、数多くの具体的な詳細について述べる。しかし、当業者にとっては、これらの具体的な記述なしに本発明を実施できる可能性があることは明確である。本発明を不必要に不明瞭にする側面を避けるため、他の例においては、公知の方法、手順、材料、素子および電気回路について詳細に説明していない。詳細な説明は、主に簡略化された二次元図面との関連で提供されている。これらの説明は、当業者がその研究内容を他の当業者に簡潔かつ最も効果的に知らせるために用いられた手段である。

ここでいう「１つの実施例」または「実施例」とは、実施例に関連して説明される特定の特徴、構造、または特性を、本発明の少なくとも１つの実施例に含むことができることを意味する。「１つの実施例において」という言い回しが説明の様々な場所に現れても、必ずしも同じ実施例について参照している訳ではなく、他の実施例を相互に除外した独立した、または二者択一的な実施例でもない。また、本発明の１つまたは複数の実施例で説明されるプロセスの順序は、特定の順序を示したものではなく、本発明を限定するためのものでもない。

図１は、本発明における、ヒトおよび動物の血管内の健常でない高脂質の石灰化沈着物を除去する血管内超音波カテーテル装置１０の実施例である。血管内超音波カテーテル装置１０は、カテーテル近接端５１とカテーテル末端５２とを有する細長いカテーテルチューブ５０を含む。カテーテルチューブ５０は、カテーテルカバー５０ａの中にさらに含まれる。アダプター１２はカテーテル近接端５１に接続され、超音波除去マニフォールド２０はカテーテル末端５２に接続される。

カテーテルチューブ５０の管腔内を通るガイドワイヤー１１は、近接端ではアダプター１２を超えて延び、末端では超音波除去マニフォールド２０の流線型末端２１を超えて延びる。ガイドワイヤー１１に誘導され、カテーテルチューブ５０は、治療中の血管を刺し、治療のためアテローム部に到達することができる。１セットの位置決めバルーン１００は、カテーテルチューブ５０の末端の少し先に取り付けられる。位置決めバルーン１００は、アダプター１２の近接端の近くで、位置制御ノブ１３ｃをユーザインターフェースとして、位置コントローラー１３ａによって空気で制御される。ユーザインターフェースとして、コンピュータキーボード、コンピュータマウス、コンピュータタッチパッド、コンピュータ入力タブレット、ジョイスティックなどの位置制御ノブ１３ｃに代わる数々の実施例を、個別に、または組み合わせて使用することができる。位置コントローラー１３ａは、デジタル制御コントローラーユニット１３ｂに制御データを送信し、複数の位置決めバルーン１００を個別に加圧する。本実施例では、カテーテルチューブ５０内の多数の内部管腔を通り、加圧された液体が位置決めバルーン１００に送出される。空気での制御の目的を達成するため、媒体として液体を使用することが好ましいが、その代わりに気体を媒体として使用することもできる。位置決めバルーン１００のさらに詳細な機能性は後述するとおりである。超音波除去マニフォールド２０に送り、超音波除去マニフォールド２０内部の超音波パワー変換装置およびマイクロ液体ポンプ装置の動力とするため、ＲＦおよびＤＣパワーをカテーテルチューブ５０の内部管腔の１つの内部に設けられたＲＦ同軸ケーブルおよびＤＣワイヤーを介して供給する無線周波数信号生成器１６および電源装置１５が提供される。関連するさらに詳細な説明は後述するとおりである。また、薬品投与弁１４ａも薬品を計量するため提供され、マイクロバブルソース１４ｂは、カテーテルチューブ５０の追加の内部管腔を介し、超音波除去マニフォールド２０に提供される。薬品の例としては、アテロームの治療中に血液の凝固を防止する抗凝血薬がある。マイクロバブルは、超音波画像の造影剤として使用することができ、多くある参照文献の中から、次の２つの文献を参照することができる。

１．「超音波画像用のガス充填微粒子、造影剤の選択的送達」，Ａ．Ｌ．Ｋｌｉｂａｎｏｖ，Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｄｒｕｇ Ｄｅｌｉｖｅｒｙ Ｒｅｖｉｅｗｓ，３７，１３９−１５７（１９９９）
２．「マイクロバブルの治療への応用」，Ｅ．Ｃ．Ｕｎｇｅｒ，Ｔ．Ｏ．Ｍａｔｓｕｎａｇａ，Ｔ．ＭｃＣｒｅｅｒｙ，Ｐ．Ｓｃｈｕｍａｎｎ，Ｒ．Ｓｗｅｉｔｚｅｒ，およびＲ．Ｑｕｉｇｌｅｙ，Ｅｕｒｏｐｅａｎ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ ４２，１６０−１６８（２００２）

しかし、本発明は、血液内での超音波に誘起されたキャビテーションを強化することにより、アテローム除去の効率を高めるためにマイクロバブルを使用することを提案し、詳細については後述する。カテーテルチューブ５０は、ナイロン、ポリウレタン、ポリアミドなどの生体適合材料製とし、カテーテルチューブ５０は、３フレンチから１０フレンチまでの範囲の外径を有す。

超音波除去マニフォールド２０は、カテーテルチューブ５０の末端に設けられた１つまたは複数の超音波パワー変換装置３０を含み、図２はかかるパワー変換装置３０の断面図である。パワー変換装置３０は、圧電セラミック３１ａを含む。通常、積層圧電セラミック材料は、くし形駆動電極によって仕切られる。圧電セラミック３１ａ用の給電回路は、入力反射を最小にし、圧電セラミック３１ａからの出力パワーを最大にする信号ケーブル３１ｃおよびインピーダンス整合ネットワーク３１ｄを含む。インピーダンス整合ネットワーク３１ｄの入力側に設けられ、接続された同軸ケーブル３１ｆは、信号生成器１６によって生成された１つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を伝える。圧電セラミック３１ａの裏側は、不要な裏側の超音波パワー放射を吸収する絶縁裏張り材３１ｅで満たされている。圧電セラミック３１ａの表側は、放射面３２のある音波レンズ３１ｂと音波的にしっかりと合わせられている。音波レンズ３１ｂは、血液内の音波の通常の伝播速度である１５４０ｍ／ｓよりも遥かに速い音速を有する固い材料製とする。その結果、音波レンズ３１ｂの放射面３２は、放射された超音波の前面の相とほとんど同じである音波伝播相を呈する。そのため、放射面３２の湾曲の中央は、実質的に、圧電セラミック３１ａおよび音波レンズ３１ｂにより構成された超音波変換器ユニット３１から放射された超音波ビーム焦点の４４である。本質的に、超音波変換器ユニット３１は、高周波パワー電気信号を、血液への焦点に集められた超音波パワー放射に変換する。

図３のように、湾曲３５の中心が超音波変換器ユニット３１の中心とほぼ一致した向かい合う超音波リフレクター素子３３を追加することによって、この組み合わせは、超音波パワー放射４０用の共焦点超音波共鳴空洞３６を形成する。共焦点共鳴空洞３６のＱ値は、放射面３２の開口および反射面３４の開口に大きく依存する。７５０ＫＨｚから３ＭＨｚの範囲の超音波周波数が該当すると考えられる超音波パワー放射４０の波長よりもそれほど大きくない開口では、Ｑ値は相対的に低い。より高い超音波周波数では、波の回折の効果はあまり重要でなくなり、Ｑ値が向上する（高くなる）。Ｑ値は、共鳴システムの「品質」の単位である。共鳴システムは、他の周波数に対するのに比べ、その自然な周波数に近い周波数により強く反応する。本発明において、超音波のＱ値は、共焦点共鳴空洞３６内に貯蔵されたエネルギーと、超音波パワー放射４０の波の期間ごとの入力エネルギーとの間の比に等しい。実質上、共焦点共鳴空洞３６の共振周波数で、共焦点共鳴空洞３６内の超音波エネルギー強度は共焦点共鳴空洞３６が存在しなかった場合の値を上回るＱ値によって強められる。超音波伝播がほぼ該当する一定の波の速度の場合、同等の表現は、共振は共焦点共鳴空洞３６内でＱ値によって超音波パワーを効果的に増加させるというものである。Ｑ値が大きいと、共振において、超音波に誘起されたキャビテーションのパワー閾値を極端に下げることは明確である。放射面３２および反射面３４の両方での限られた開口のため、共焦点共鳴空洞３６内の特定の超音波ビームは、いくつかの斜めに伝播する超音波パワー放射４０で説明されるように、共焦点共鳴空洞３６外の伝播または漏れと密接な関係がある。そのため、アテロームの破片の空洞内除去モードを達成する超音波パワー放射４０の空洞内の部分を含むだけでなく、この漏出性共焦点共鳴空洞３６は、超音波パワー放射４０の空洞外の部分を外に漏らし、近くの血管壁上のアテロームの空洞外除去モードも達成させる。当業者にとって、共焦点共鳴空洞３６の形成は、複数の放射面および／または複数の向かい合う反射面とともに形成することができる。また、共焦点共鳴空洞３６は、それぞれ異なるＱ値によって、超音波パワー放射４０ の複数の動作周波数の下で共鳴させることができる。放射面３２が、同軸ケーブル３１ｆの位置によって、超音波除去マニフォールド２０の近接端の近くに配置され、そのため反射面３４が超音波除去マニフォールド２０の末端の近くに配置されることが示されているのに対し、放射面３２が超音波除去マニフォールド２０の末端の近くに配置され、反射面３４が超音波除去マニフォールド２０の近接端の配置された他の実施例に反論する基本的な機能的な理由はない。また、共焦点共鳴空洞３６を使用してデュアル除去モードを達成することはパワーの効率が高いが、共鳴空洞は共焦点である必要がない。例えば、放射面３２および／または反射面３４は、異なる湾曲によって構成することができ、平らな表面とすることもできる。また、対応するより低いＱ値の結果、パワーの効率を下げるため、空洞は必ずしも共鳴する必要もない。逆に、平らな放射面および／または反射面は、安く製造するのに有利であり、空洞の境界近くでより高い超音波強度を生成し、空洞外除去モードを強めることが期待される。本質的に、本発明は、前記のデュアル除去モードを達成するために、漏出性音波空洞を提案する。

通常、前記のとおり簡単に漏出性音波空洞と呼ばれる共焦点共鳴空洞３６のＱ値は、音波反射バードケージ３７内の放射面３２と反射面３４との間に介在する空間を囲い込むことによってさらに向上させることができ、図４の透視図のとおりである。バードケージ３７は、Ｚ方向に沿って周辺に分布した複数の平行縦棒３８を含む。音波を反射するには、縦棒３８は、その超音波の振幅の関係で、固い材料製である必要がある。かかる材料は、血液に比べ、より高い音波伝播速度を有す。これによって、縦棒３８が良好な音波リフレクターとなることを確実にする。隣接する棒との間の間隔Ｐ_ＢＣは、超音波の波長に比べ相当小さくする必要があり、棒の直径Ｄ_ＢＣは、隣接する棒との間の間隔に比べ小さすぎではならない。平行縦棒３８によるかかるバードケージの構成は、反射率が接近可能な、斜めに伝播する超音波、Ｚ軸にほぼ平行に移動する波の反射に特に効果的である。例えば、直径Ｄ_ＢＣが０．１ｍｍ以上の棒をＰ_ＢＣ０．４ｍｍの間隔で組み合わせると、０度の投射角であっても、超音波周波数１ＭＨｚで、９５％以上の反射率を呈した。しかし、反射率は、２ＭＨｚでは８１％に、３ＭＨｚでは５８％に落ちる。それにもかかわらず、投射角６１度で、反射率は、３ＭＨｚで９０％に、１ＭＨｚで９９％に増加した。投射角８０度では、反射率は、周波数３ＭＨｚ以下で９８．７％以上、５ＭＨｚで９５．６％であった。これは、分布した構造的穴によってアンテナの性能に影響を与えずに重量を軽くすることができる、マイクロ波技術におけるグリッドまたはメッシュアンテナと同じ原理に基づいている。本質的に、バードケージ３７を超音波除去マニフォールド２０に追加することによって、超音波パワー放射４０を改善された超音波共振空洞４６に閉じ込めることを大幅に強化することができ、プロセスにおいてそのＱ値を高めることができる。同等に重要なことは、バードケージ３７は、血液および除去プロセスによって生成されたアテロームの破片などの血液に含まれる物質の循環を継続させることである。同様に、バードケージ３７構造は、超音波パワー放射４０の超音波共振空洞４６外への漏れ出しも維持させる。前記の説明によって、対応する効果の程度の違いはあるが、類似の機能を果たすバードケージ３７の様々な変種が存在することは明確である。１つ目の例は、それぞれが実質的にＸ−Ｙ平面に置かれた、縦に接続された複数の音波反射リングである。２つ目の例は、Ｚ軸に沿った螺旋状のばね型構造である。３つ目の例は、表面に穴が分布した円筒形の外形である。４つ目の例は、キャビテーションおよびそれによって誘起される音波噴流を妨げずに通すことができるが、制御された漏出率によって超音波を遮断し反射させる半透過膜とすることができる。本発明のもう１つの特徴は、バードケージ３７の一部と考えられている超音波リフレクター素子３３の外側表面を流線型３９にして、治療中の血管内の自然な血液の流れの関連する粘性抵抗を最小限にし、バードケージ３７内での対流性細胞構造の形成を促進することである。

バードケージ３７構造に関連する安全上の懸念は、超音波共振空洞４６の焦点部から生ずる垂直に、またはほぼ垂直に投射される超音波への直接の曝露から、血液管腔壁を適切に守ることができない可能性があることである。かかる垂直に投射される超音波は、縦棒３８の間を回折し、血液管腔壁に到達する可能性が遥かに高い。血液管腔壁が強度の高い超音波ビームに直接曝露すると、管腔壁組織に損傷を及ぼす強烈なキャビテーション事象を生成する可能性がある。好ましい実施例において、保護シールド６０をバードケージ３７の胴体の周りに取り付けることにより、音波反射保護シールド６０がバードケージ３７の一部として追加されており、図５の透視図のとおりである。この実施例において、保護シールド６０は、バードケージ３７の対応する長さＬ_ＢＣよりも短い、長さＬ_ＰＳの実質的に円筒形の外形を形成している。保護シールド６０は、強烈な超音波ビームおよびそれに伴うキャビテーションが管腔壁組織に直接投射されないように遮蔽するだけでなく、２つの重要な追加の利点を提供する。１つ目は、音波的に固い材料でつくられた保護シールド６０は、垂直に投射される音波に対してさえも、優れた音波のリフレクターとして機能することである。これによって、超音波共振空洞４６からの超音波エネルギーの漏れは軽減し、それに伴ってそのＱ値が上昇する。２つ目は、管腔壁への直接的な超音波投射に加え、崩壊するキャビテーションによって生成されるそれに伴う高速音波噴流も、保護シールド６０がない垂直な角度で、またはその近くで血管壁に当たることができる。血管壁が速度の速い音波噴流の垂直な一撃を完全にかわすことは、はね返すことよりも難しいが、保護シールド６０が存在することによって、かかる垂直に投射される音波噴流が血管壁に創傷をもたらさないよう遮断される。量的には、バードケージ３７の好ましい実施例は、約５ｍｍから約５０ｍｍのＬ_ＢＣと、約２００μ（１０−^６メートル）から約２０００μのＰ_ＢＣと、約５０μから約５００μのＤ_ＢＣとを含み、それに対し、Ｌ_ＰＳは約１ｍｍから約１０ｍｍである。

背景知識として、音波噴流生成の背景にある物理学を簡単に説明する。超音波に誘起されたキャビテーションの突然の崩壊は、極めて高い点状の圧力を、非対称の高速音波噴流の形成直前に近くで形成することができる。これらの高速音波噴流は、キャビテーションの激しい崩壊によって生成される。キャビテーションの崩壊に伴い、レーリーテーラー不安定性が始まり、球状キャビテーションの形状を変形させ、非対称の形状にし、通常は、不安定性の最も低い等級モード（最も強い）に対応する数字の８（より正確には亜鈴）の形になる。非対称の形状は、すぐに２つの個別の高度に圧縮された、内部の温度が摂氏約３００度に達する気泡に発展する。ガスの圧力が、プロセスを崩壊させるに充分な大きさになると、突入する液体の運動量が止まり、気泡が急速に拡大し始め、文字通り爆発する。この時点で、気泡はすでに互いに離れており、それぞれの周りを囲む液体を携行している。その一方で、爆発によって、液体が噴射のような速度で涙のしずく形を形成することが加速される。最初は、涙のしずく形は、最高速度で移動する尖ったピンのような形状をしている。すぐに、速度を落とし、幅が広がるに伴い、より多くの液体を携行し始める。長く移動するほど、速度が遅くなり、大きく、幅が広くなる。そのため、血管壁の最も近くで形成された音波噴流は、最も力が強く、これらが血管壁を損ねないようはね返す角度で壁に向けられることを確実にする必要がある。キャビテーションおよび音波噴流の生成を制御することにより、かかる損傷を最低限にすることができ、これについては後述する。さらに遠くで形成された音波噴流も、それほど強力ではないが、より垂直に近い方向から血管壁に当たるため、衝撃力によって、弾性がなく柔らかい、または固い石灰化組織を粉砕することができる。除去プロセスの強度をさらに増加させるため、超音波パワー放射４０の数多くの周波数素子を超音波除去マニフォールド２０の１つまたは複数の共鳴周波数を含む所定の範囲の時変周波数掃引に定めることができる。推定される広い周波数掃引範囲は、２００ＫＨｚから２０ＭＨｚである。好ましい下位範囲は、５００ＫＨｚから５ＭＨｚである。周波数範囲の推定される掃引方法は、１Ｈｚ以上の反復率で擬似乱数掃引を行うことである。

保護シールド６０による除去形状をさらに改善し、超音波に誘起されたキャビテーションおよびその結果形成される音波噴流の分布を制御するため、放散と総称されるマイクロバブル造影剤および抗凝血薬または生理食塩水を放出する複数の内蔵流出穴１１３を有するマイクロバブル／薬品注入リング１１２が、保護シールド６０の内側表面に取り付けられている。これは、図６の様々な図で描写されている。マイクロバブル／薬品注入チューブ１１０は、必要とされるマイクロバブル造影剤または薬品を保護シールド６０の胴体に送り、そこから放散がマイクロバブル／薬品注入入口１１１、保護シールド６０の壁を通り、マイクロバブル／薬品注入リング１１２の周囲に入るカテーテルチューブ５０の内部管腔の１つに収納されている。マイクロバブルは、化学薬品を含んでおらず、安全と考えられているため、医用画像造影剤として広範囲に使用されている。しかし、充分強力な超音波パワー放射が存在していると、マイクロバブルは、対応するキャビテーション閾値が激しく低くなる結果、キャビテーションの「核種」になることができる。つまり、超音波共振空洞４６内の超音波パワー放射４０の同じ強度の下で、キャビテーションの形成は激しく強まり、アテロームの除去を強化する。

マイクロバブル４３が、マイクロバブル／薬品注入リング１１２の周囲にある流出穴１１３から出てくると、マイクロバブル４３は近くの強力な超音波エネルギー場と相互作用し、マイクロバブル４３の一部をキャビテーションに激しく共鳴させる。マイクロバブル４３の対応する分布は集中し、マイクロバブル注入に伴う超音波強度の分布の概念は図７のとおりである。本発明において使用されるマイクロバブル４３の機能性への理解をさらに完全なものにするため、図８は、分かりやすくするため保護シールド６０を外してあり、超音波が、バードケージ３７の縦棒３８および血管壁４００だけでなく、音波レンズ３１ｂおよび超音波リフレクター素子３３の両方から複数の反射を受ける、様々な超音波放射線軌道を示す。超音波共振空洞４６の形状により、強度の高い超音波部４７は、空洞の中央近くに顕著に集中する。キャビテーション発生前にマイクロバブル４３が移動する平均距離は、マイクロバブルの自然な表面振幅周波数が超音波パワー放射４０の周波数にどれだけ近いかによって決定する。この平均距離は、超音波パワー放射４０を律動的に送り、送り込まれたマイクロバブル４３の放出のタイミングを調節することにより制御することもできる。図示のとおり、高速音波噴流の大部分が、斜めに伝播する超音波４１に代表されるように、血管壁４００に垂直に当たるのではなく血管壁４００ではね返すことを確実にするため、キャビテーション事象は、保護シールド６０のすぐ後ろの部分に限ることが好ましい。これは、マイクロバブル４３を実質的に保護シールド６０内部からバードケージ３７の中央に向けて注入することによって達成される。逆に、残っているマイクロバブル４３がバードケージ３７の中央に向かって移動し、これらの形状、寸法、その結果としてこれらの共鳴周波数を変え続けることにより、その一部が超音波共振空洞４６の中心近くで超音波パワー放射４０と共振するため、これによってバードケージ３７の中心／焦点近くでの強力なキャビテーションの発生を妨げるものではない。バードケージ３７の中央近くでキャビテーション事象によって生成されるこれらの高速音波噴流は、血管壁４００に到達するためには長距離を移動する必要がある。また、高速音波噴流は、バードケージ３７内の停滞した血液内を移動するため、高速音波噴流が広がり、その速度を失う。血管壁４００に到達した時点では、その衝撃は鈍くなっており、血管壁４００の弾性によって簡単にそらすことができる。また、アテローム５００による固い石灰化組織は、進路をそらさせることはできず、微細な破損を生成する衝撃の高圧によって粉砕されやすい。アテローム５００による柔らかい高脂質の組織沈着物も、弾性がなく、除去されやすい。それとは対照的に、顕著な減衰のない、保護シールド６０壁の近くおよび後ろで生成された高速音波噴流は、血管壁４００で支配的にはね返すことができる。これらの血管壁４００ではね返す音波噴流の衝撃は、強力な局地的な速度のずれを生成し、それによって、接触された壁の物質が激しく変形する。前記のとおり、壁のアテローム５００はかかる変形に従うことができず、割れて、粉砕する。音波噴流が弾性のない石灰化組織と健常な平滑筋壁組織との間の隙間に入ると、屋根に吹き付ける突風によって瓦が持ち上げられるように、石灰化組織が血液の流れの中に持ち上げられる。

アテローム切除術の大きな懸念の１つは、手術中の超音波治療部の近接および末端領域に対する影響である。アテローム５００組織を超音波によってすばやく除去することにより、血餅の形成だけでなく、相当の量の微細微粒子の破片が生成される。粒子の寸法を、微細な毛細血管を簡単に通ることができる大きさまで小さくすることが重要である。除去プロセスにより生成されるアテロームの破片の大部分は充分小さいが、いくつかの大きな破片も例外なく生成される。そのため、これらの大きい破片が治療部を離れる前に、さらに粉砕することが重要である。最初の方法は、マイクロバブル／薬品注入チューブ１１０などが取り付けられ、超音波除去マニフォールド２０の末端または近接端のどちらかに設けられ、接続され、追加のマイクロバブル造影剤を血液に放出し、キャビテーション閾値を下げ、そこでのキャビテーションの形成を強める前記のマイクロバブル／薬品注入リング１１２に類似したもう１つのマイクロバブル放出メカニズムを配置することである。この方法と、超音波除去マニフォールド２０からの消えていく超音波パワー放射の組み合わせにより、追加のキャビテーションが血管管腔内で生成され、超音波除去マニフォールド２０に入らなかった、またはそこから脱出した大きな破片をさらに粉砕し、乳化する。キャビテーションに必要なレベルよりもパワーレベルが低い強度の低い超音波は、時間と共に血餅を破壊し、治療部の末端での血液凝固を防止するという強力な臨床的証拠もある。かかる大きな破片をさらに粉砕し乳化する２つ目の方法は、血液対流性の流れの局所的な渦を生成することである。かかる渦の流れは、破片を超音波除去マニフォールド２０の超音波共振空洞４６内外に運ぶことができる。本発明における好ましい実施例では、図９のように、超音波除去マニフォールド２０の周辺および内膜４０１に沿った血液の自然な循環が、対流性細胞パターン４２を形成するように、超音波除去マニフォールド２０の外部の形状をつくっている。大きい破片が超音波共振空洞４６内部を循環する間に、放射圧が、粉々に引き裂くには充分な、大気圧の約３０分の１である数十ｍｍＨｇになり、超音波パワー放射４０からの超音波の放射を強める。また、キャビテーションおよびそれによって生成される音波噴流は、寸法がより大きい破片に穴をあけ、寸法がより小さい微粒子を粉砕することができる。

かかる望ましくない大きな破片を取り扱う追加の手順は、超音波共振空洞４６に入ったときに速度を遅くさせるか、捕獲し、捕獲されてから脱出するまでに充分な小ささになるように粉砕し、乳化することである。この手順は、実質上、大きな破片の時間集約的な乳化の時間を延長させる。１つの実施例では、バードケージ ３７内および周辺にあり、それによって支えられた極めて細いピンまたはワイヤーの複数の円形または長方形の格子を有する捕獲マニフォールドを立て、小さな粒子の動きに影響を及ぼさずに、大きな破片の動きが妨げられるようにする。その一方で、これらの細いピンの障壁間の間隔とこれらのピンの直径との比は、超音波パワー放射４０の伝播に影響を与えない充分な大きさをもたせる必要がある。物理的な障壁６１を使用したこの実施例の図は、図１０のとおりである。超音波除去マニフォールド２０の周辺の表面部を制限するにもかかわらず、バードケージ３７および保護シールド６０の組み合わせによっても、類似の機能を果たすことができることも明らかである。

捕獲マニフォールドにおける効果をさらに向上させるもう１つの実施例は、図１１のように、超音波除去マニフォールド２０内部にマイクロ液体ポンプ装置６５を追加し、自然な血液循環の方向とは逆の空洞内の流れを生成することである。マイクロ液体ポンプ装置６５は、誘起された血液対流性細胞４２ａによって図面で描写されているように、血液内で対流性細胞パターン４２を力強く生成し、延長された時間集約的な乳化のために、超音波除去マニフォールド２０外部の寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片をその内部に吸い込む。液体ポンプ装置６５は、自然な血液の流れの方向に平行であるが逆向きの戻りの流れを生成する。液体ポンプ装置６５を追加することによって、超音波除去マニフォールド２０が存在し障害になっていることによる自然な血液の流れに対する粘性抵抗を顕著に低減することができる。実際には、実質的に流れの抵抗の増加を相殺する程度まで、マイクロ液体ポンプ装置６５のポンプ力を制御することが可能である。拡大図では、マイクロ液体ポンプ装置６５は、血液を吸い込む取入れ口６５ａと、加圧された血液を噴射する噴射口６５ｂを有し、カテーテルチューブ５０末端（簡略化するためここでは示されていない）から来るＤＣまたはＡＣ電源コード６５ｃによって給電されている。図９から図１１までの様々な実施例で、超音波除去マニフォールド２０の末端から来る血液の流れが示されているが、これらの実施例は、血液の流れが超音波除去マニフォールド２０の近接端から来るその他の除去環境でも有効である。

図１２は、電気浸透の原理で稼動する動電学型マイクロ液体ポンプ装置６５の実施例である。この電気浸透動電学ポンプ６６内部では、密度の高い極微小の焼結ナノシリカ７１粒子が、２枚の平板状電極の陽極６９および陰極７０の間に挟まれている。平板状電極は、血液が中に流れるようにする開口部を有す。血液に接触すると、焼結ナノシリカ７１は、負の電荷となる。そのため、血液内の陽イオンが焼結ナノシリカ７１粒子の負の表面電荷に引き付けられ、この場合、約数重ナノメートルであるデバイの長さの層の厚さで、正の電荷を有する液体の境界層を形成する。電圧が正極６７および負極６８に印加されるとき、流動性をもった血液内の陽イオンが、取入れ口６６ａ近くの陽極６９によってはじかれ、噴射口６６ｂ近くの陰極７０に引きつけられる。密度の高い内側内の血液の相当の量はデバイ境界層内にあり、陽イオンの動きによって中性の血液が運ばれるため、液体ポンプの動きが確立される。陽イオンは、陰極７０との衝突によってその電荷を失い、新しい陽イオンが陽極６９において生成される。かかる電解反応によって、マイクロバブルのように、キャビテーションの形成をさらに刺激する必要な効果を有する気泡が形成される。しかし、長期にわたり血液に気泡が蓄積されると、患者に合併症をもたらす可能性がある。取入れ口６６ａよりもずっと大きな噴射口６６ｂをつくることにより、および数十から数百ＫＨｚの範囲でより高い周波数のＡＣ電源で正極および負極６７および６８に給電することにより、対応するポンプ効率の損失によって、ガス放射を大幅に最小限にすることができる。電気浸透マイクロポンプは、そのかさばった寸法のために機械ポンプが実用的でない微細液体の応用に広範に使用されている。ここで使用可能なもう１つの動電学型ポンプは、電気泳動ポンプである。

図１３は、マイクロ液体ポンプ装置６５を電気流体力学ポンプ７５とするもう１つの実施例の断面図である。電気流体力学ポンプ７５は、弾性のある基板７９が裏に付けられた金属薄片７８によって両側に枠が付けられた狭い液体通路を含む。超音波送信変換器７６として機能する１対の超音波アクチュエーターが、ポンプの取入れ口７５ａ側に取り付けられ、金属薄片７８の一端が送信装置の出力に装着されている。超音波受信変換器７７として機能するもう１対の超音波アクチュエーターが、ポンプの噴射口７５ｂ側に取り付けられ、金属薄片７８の他端が受信装置の出力に装着されている。１対の超音波受信変換器７７は、超音波受信装置として機能し、移動する超音波インターフェース波８０ が逆反射することを防止する。移動する超音波インターフェース波８０によって形成されたポケットが、液体を前進させることによって、ポンプの動きを確立する。超音波移動波マイクロポンプは、寄生的なガス放射なしに強力なポンプの動きを生成することができる。ここでは図示されていないが、マイクロ液体ポンプ装置６５のさらにもう１つの実施例は、圧電ポンプである。その名称から分かるように、圧電ポンプはその作動に圧電材料を使用し、ポンプで送出される液体の電気機械的特性に依存しない。具体的な例は、圧電共重合ポンプである。マイクロ液体ポンプ装置６５のさらにもう１つの実施例は、ここでは図示されていないが、超音波パワー放射４０によって生成された放射圧の指向性に依存する。超音波除去マニフォールド２０内の超音波リフレクター素子３３の湾曲をあまり集中しないようにすることによって、対称的な共焦点共鳴空洞３６（図３）から逸脱した非対称の状態が生成される。この非対称な状態によって、非対称の放射圧から循環場が生成される。かかる循環場は、比較的小さな１０ワットの超音波パワー放射４０でも、強力な渦の流れと、それに伴う大気圧の数パーセントに達する放射圧差を生成することができる。さらによいことに、このようにして生成されたポンプ力は、その強度が、超音波放射によって放射された物質の弾性、吸収性および質量密度の強力な機能となる多量の力となる。例えば、マイクロバブルおよびキャビテーションは、超音波放射を効果的に散乱させ減衰させるため、超音波パワー放射４０によってこれらに及ぼされる放射力は強力である。同様に、アテローム５００の柔らかく弾性のないプラーク病変の破片も、固い石灰化組織の破片も、超音波放射を減衰または散乱させるため、これらに及ぼされる放射力は、超音波に関する減衰率が遥かに低い内膜４０１に及ぼされる放射よりも強力である。

血管の大きさは様々であるため、超音波除去マニフォールド２０は、血管のある部分では隙間なくぴったりと合い、別の部分では小さめになる可能性がある。血管管腔の様々な直径に順応させ、超音波除去マニフォールド２０の位置を絶えずアテローム５００病変の近くにすることにより、除去効果をさらに向上させるため、ベクトルメカニズムを超音波除去マニフォールド２０に装着し、血管内壁に関する超音波除去マニフォールド２０の位置を調整することができる。内膜４０１の上のアテローム５００の真上に超音波除去マニフォールド２０があるときの例は、図１４のとおりである。ガイドワイヤー１１の長さのため、ガイドワイヤー１１を操作することによって、超音波除去マニフォールド２０をアテローム５００の上で正確な位置にすることは、ほぼ不可能である。しかし、位置決めバルーン１００を追加することによって、図１５に示すように、適切な位置決めバルーン１００を適切に膨らませ、しぼませることを介し、超音波除去マニフォールド２０を、発達するアテローム５００の上に正確に位置決めすることができる。

図１６は、位置決めバルーンモジュールのさらに詳細な透視図である。Ｘ−Ｙ平面で完全な２自由度を提供するには、少なくとも３つの位置決めバルーンが必要である。この例では、上の膨らんだ位置決めバルーン１００ａ１つおよび、下のしぼんだ位置決めバルーン１００ｂ２つの組み合わせにより、超音波除去マニフォールド２０がアテローム５００の上に置かれている。バルーン１００ａおよび１００ｂは、いかなる場合でも、容認できない程度に血管の自然な血液循環を妨げたり、塞いだりしてはならない。この好ましい実施例では、描写されているように、各バルーンは、バルーン軸に沿った横方向の膨張を制限することにより、１自由度しか有さないように抑制されている。かかるバルーン形状の１つの例は、縦方向にしか膨張しない蛇腹型の提灯である。超音波除去マニフォールド２０をアテローム５００の上に正確に置くことに伴う利点は、治療中にアテローム５００から放出された寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片を、より効果的に吸い込み、バードケージ３７の中に捕獲して、さらに除去および乳化を行うことができることである。

また、図１７は、複数の内部管腔を有するカテーテルチューブ切断面５３の断面図である。図示のとおり、中央の管腔は、パワー変換装置３０およびにマイクロ液体ポンプ装置６５にＲＦパワーを提供する同軸ケーブル３１ｆ用である。また、マイクロバブル／薬品送出し１０２、ＤＣ電源ケーブル４５、血管内部の生体内画像表示用の光ファイバー束１０３のための管腔がある。当然、位置決めバルーン１００を膨らませるために加圧された液体をそれぞれ運ぶ３つの管腔１０１がある。

最後に、図１８は、位置決めバルーン１００が血管管腔内でいかにして機能するかを詳細に示している。３つの各位置決めバルーン１００は、膨張のそれぞれの段階にある。各バルーン１００に対し適切な膨張圧を選ぶことによって、内部管腔壁の形状に合わせ、超音波除去マニフォールド２０をほぼ自由に位置決めすることができる。装着された光学画像レンズ（ここでは未表示）は、光ファイバー束１０３を介し、操作者に視覚的なフィードバックを提供する。通常、バルーン１００は、超音波除去マニフォールド２０のするだけで、超音波除去マニフォールド２０を、血管管腔内の横軸のＸ−Ｙ平面のほぼどこにでも置くことができる。角位置が特定されると、血管壁またはアテローム５００病変に対ししっかりと押されるまで、特定の方向に沿って軽く刻み目をつけるように超音波除去マニフォールド２０を操作することができる。バルーン加圧管腔１０１内の液体は、カテーテルチューブ５０の近接端近くに設けられた位置コントローラー１３ａによって調節され、血管管腔壁に過度の圧力がかからないようにする。位置コントローラー１３ａは、位置制御ノブ１３ｃを介し操作者に入力され、個別のバルーン１００用に角情報を圧力比に割り当てる。角情報は、位置制御ノブ１３ｃを回すことによって提供される。ノブ１３ｃは、通常、完全に外側に延伸し、これが既定の正常な圧力に対応する。個別のバルーン１００に適用される実際の膨張圧は、既定の圧力に対応するバルーンの圧力比をかけることによって得られる。既定の圧力は、超音波除去マニフォールド２０で縦方向（Ｚ軸）および横方向（Ｘ−Ｙ平面）の微調整を簡単にできる状態で、バルーン１００を完全に膨張させるために充分な圧力を提供するよう設計されている。縦方向および横方向の調整が完了すると、操作者は、位置制御ノブ１３ｃをゆっくりと内側に押して、超音波除去マニフォールド２０をアテローム５００に対ししっかりと押し、治療することができる。当業者にとって、位置決めバルーン１００は、空気ピストン、ソレノイド、デジタル制御リニアスライド、リニアモーターなどのその他の位置決め装置に同等に置き換えて、前記と同様の機能を達成することができることは明確である。

本発明の開示は、超音波除去技術を使用したアテローム性動脈硬化プラークの治療に集中しているが、本発明による技術は、内膜の石灰沈着がある場合でもない場合でも、早期のアテローム形成の治療にも活用することができることを理解することができる。同じ基本原則は、頚動脈などの、超音波除去マニフォールドの寸法のため、治療部に直接挿入することが不可能な二次身体管腔の治療にもさらに適用することができる。しかし、これらの場合には、超音波除去マニフォールドを治療部に最も近い点まで前進させ、マイクロバブル造影剤の放出を伴うほぼ平行な近軸超音波ビームの放射によって、強度の低い超音波に誘起されたキャビテーションの崩壊およびそれに伴う音波噴流を治療部内およびその周辺に提供し、アテローム病変を徐々に除去することができる。血管壁は、通常、超音波伝播を浸透させるため、超音波ビームが約８２度以上のはね返す投射角で血管壁に当たるとき、血管壁は超音波ビームをほぼ１００％の効率で反射することができる。そのため、動脈に近軸に移動する平行な超音波ビームは、逸脱することなしに動脈に閉じ込められ、誘導される。本質的に、動脈は平行な超音波伝播の導波管にように機能する。そのため、本発明の範囲は、開示された実施例に限られるものではない。それとは逆に、同じ動作原則に基づく様々な修正および類似の変更を網羅することが意図されている。そのため、特許請求の範囲は、もっとも広い解釈を許すものとし、すべての修正および類似の変更を含むものとする。

Claims (73)

1. 加圧されたソース血液を治療中の血管に送出し、力強く注入して、望ましくない沈着物を除去し、除去後に、注入された血液を戻して再循環し、再送出し、再注入する再循環血液送出し注入ユニットと、
   該再循環血液送出し注入ユニットの再循環部に接続し、再循環された血液を抽出し、加圧し、該加圧されたソース血液として、該再循環血液送出し注入ユニットの血液送出し注入部に送出す血液抽出加圧ユニットと、
   を含むことを特徴とするヒトまたは動物の血管内壁に沿って望ましくない沈着物を除去する装置。
2. 該再循環血液送出し注入ユニットは、除去しなければ身体の他の部分に分散し望ましくなくなる可能性のある局所的な患部を治療するための薬品をさらに投与し、該再循環血液送出し注入ユニットは、オプションの再注入のために、薬品をさらに自動的に回収し再利用する請求項１に記載の装置。
3. 該再循環血液送出し注入ユニットは、一列に接続された、該血液抽出加圧ユニットに接続されたデュアルチューブと、第２マニフォールドと、注入ノズルとをさらに含み、該治療中の血管の必要とされる部分に配置することにより、該一列の接続は、加圧されたソース血液の該治療中の血管への強力な噴射をもたらし、注入された血液の一部を戻し、再送出しおよび再注入のために再循環をもたらす請求項１に記載の装置。
4. 一列に接続された該デュアルチューブおよび該血液抽出加圧ユニットは、ヒトまたは動物の身体での１箇所の侵襲をさらに実現することにより、複数箇所での侵襲によるリスクや不快感を軽減することができる請求項３に記載の装置。
5. 該血液抽出加圧ユニットは、間に接続された第１入口と、第１出口と、ポンプ手段とを有する第１マニフォールドをさらに含み、該第１入口を介して該ソース血液を該デュアルチューブをから受領し、該第１出口を介して該デュアルチューブに送出すために該ソース血液を加圧する請求項３に記載の装置。
6. 該デュアルチューブは、
   該第１出口に接続された上流送出し端、および該第２マニフォールドに接続された下流送出し端を有する送出しチューブと、
   該注入ノズルの下流に設けられ、液体的に接続された上流戻し端、および該第１入口に接続された下流戻し端を有する戻しチューブと、
   をさらに含むことを特徴とする請求項５に記載の装置。
7. 該第２マニフォールドは、該戻しチューブの上流に設けられ、上流戻し端を介し接続された収集閉じ込めユニットをさらに含み、該収集閉じ込めユニットは、該注入ノズルの下流に設けられ、再送出しおよび再注入のために、噴射されたソース血液の一部をそらし、上流戻し端に戻すデフレクターヘッドをさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
8. 該再循環血液送出し注入ユニットが、注入ノズルの近くにＲＦ放出チップをさらに含む場合、該デフレクターヘッドにさらに導電性をもたせることにより、該ＲＦ放出チップから放射されたＲＦパワーを効率的に集め、集中させる請求項７に記載の装置。
9. 該再循環血液送出し注入ユニットが、注入ノズルの近くに放電手段をさらに含む場合、該収集閉じ込めユニットに導電性をもたせることにより、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂いたことにより生成された過剰な逆符号電荷を、単極放出モードに比べ高度な効率を有する双極放出モードで中性化することを可能にする請求項７に記載の装置。
10. 該収集閉じ込めユニットは、該デフレクターヘッドと該上流戻し端とを相互接続する半柔軟性相互連結部材をさらに含むことを特徴とする請求項７に記載の装置。
11. 該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、該望ましくない沈着物を除去する除去プロセスにおいて、１つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を血液への対応する超音波パワー放射に変換し、粉砕および乳化を介し、該治療中の血管の望ましくない沈着物を除去するパワー変換器をさらに含むことを特徴とする請求項７に記載の装置。
12. 該第１マニフォールドは、該第１入口、該ポンプ手段、および該第１出口に液体的に接続され、除去されたプラークおよび石灰沈着の破片を、再送出しおよび再注入の前に、抽出され再循環された血液から取り除くインラインろ過手段をさらに含むことを特徴とする請求項１１に記載の装置。
13. 該収集閉じ込めユニットは、注入ノズルとともに、該超音波パワー放射を反射し閉じ込める超音波空洞をさらに形成し、形状および寸法を合わせてつくることによって、治療中の患部以外の健常な組織に対する、高パワー超音波放射の潜在的に有害な生物学的効果を制限しながら、閉じ込められた超音波エネルギー密度および除去力をそれに応じて増加させる請求項７に記載の装置。
14. 血液内でキャビテーションおよびそれに伴う高速音波噴流を生成し、粉砕、乳化することによりアテロームを除去する血管内超音波カテーテル装置において、
    治療中の血管を刺し、治療のためアテローム部に到達する細長いカテーテルチューブと、
    該アテローム部からアテロームを超音波的に除去するため、カテーテルチューブの末端近くに取り付けられ、
    １つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を血液への超音波パワー放射に変換するパワー変換装置と、
    該パワー変換装置および血液に音波的に連結し、空洞内でアテロームの破片を除去する該超音波パワー放射の第１部、および外部に漏れることにより空洞外で治療中の血管に沿ってアテロームを除去する該超音波パワー放射の第２部を含む漏出性音波空洞と、
    をさらに備えた超音波除去マニフォールドと、
    を含むことを特徴とする超音波カテーテル装置。
15. 該パワー変換装置および該漏出性音波空洞は、その間で組み合わせられる音波が、該超音波パワー放射の少なくとも１つの動作周波数の下で漏出性共鳴空洞を形成するよう、いずれも幾何学的に構成される請求項１４に記載の超音波カテーテル装置。
16. 該パワー変換装置は、
    少なくとも１つの放射面を有する少なくとも１つの超音波変換器ユニットをさらに含み、該漏出性音波空洞は少なくとも１つの反射面を有する少なくとも１つの超音波リフレクター素子をさらに含むことを特徴とする請求項１５に記載の超音波カテーテル装置。
17. 該放射面の少なくとも１つおよび該反射面の少なくとも１つは、互いに空間的に向き合うように配置された請求項１６に記載の超音波カテーテル装置。
18. 該少なくとも１つの放射面および該少なくとも１つの反射面は、その間にさらに湾曲の共通の中心を実質的に呈するような形状にすることにより、漏出性共焦点共鳴空洞を形成する請求項１７に記載の超音波カテーテル装置。
19. 該少なくとも１つの放射面は、超音波除去マニフォールドの近接端の近くに配置され、該少なくとも１つの反射面は、超音波除去マニフォールドの末端の近くに配置された請求項１８に記載の超音波カテーテル装置。
20. 該少なくとも１つの放射面は、超音波除去マニフォールドの末端の近くに配置され、該少なくとも１つの反射面は、超音波除去マニフォールドの近接端の近くに配置された請求項１８に記載の超音波カテーテル装置。
21. 該漏出性音波空洞は、該放射面および該反射面と音波的に組み合わせることにより、
    ａ）血液およびそれに含まれる物質を循環させ、
    ｂ）該超音波パワー放射の該漏出性音波空洞の外への漏出を維持し
    ながら、さらに強い音波共振を形成する介在ケージ手段をさらに含む請求項１７に記載の超音波カテーテル装置。
22. 該ケージ手段の構造が音波反射材料製である請求項２１に記載の超音波カテーテル装置。
23. 該ケージ手段の構造は、基本的に平行な縦棒の格子を有するバードケージであり、それぞれの長さＬ_ＢＣ、直径Ｄ_ＢＣおよび間隔Ｐ_ＢＣは、Ｐ_ＢＣ＞Ｄ_ＢＣとし、該パワー変換装置を該少なくとも１つの超音波リフレクター素子に相互連結する請求項２１に記載の超音波カテーテル装置。
24. 該直径Ｄ_ＢＣおよび該間隔Ｐ_ＢＣは、該超音波パワー放射を効果的に反射するために充分な大きさをもたせることにより、該音波共振をさらに強める請求項２３に記載の超音波カテーテル装置。
25. 該Ｐ_ＢＣは、該超音波パワー放射の波長に比べ相当小さくし、該Ｄ_ＢＣは、該Ｐ_ＢＣよりもそれほど小さくしないことにより、斜めに伝播する超音波の反射率をさらに向上し、これらの音波共振を強める請求項２４に記載の超音波カテーテル装置。
26. 該Ｌ_ＢＣは、約５ｍｍから約５０ｍｍまでの範囲にある請求項２５に記載の超音波カテーテル装置。
27. 該Ｐ_ＢＣは、約２００μ（１０−^６メートル）から約２０００μの範囲にある請求項２５に記載の超音波カテーテル装置。
28. 該Ｄ_ＢＣは、約５０μから約５００μの範囲にある請求項２７に記載の超音波カテーテル装置。
29. 該バードケージの外側を流線型にし、治療中の血管内の自然な血液の流れにおける関連する粘性抵抗を最小限にし、バードケージ内での血液対流性細胞パターンの形成を促進する請求項２３に記載の超音波カテーテル装置。
30. 該バードケージは、該音波共振をさらに強めるため、Ｌ_ＰＳ＜Ｌ_ＢＣで、長さＬ_ＰＳの実質的に円筒形の形状をし、該縦棒の胴体の周りに取り付けられた音波反射保護シールドをさらに含む請求項２３に記載の超音波カテーテル装置。
31. 該長さＬ_ＢＣおよび該長さＬ_ＰＳの両方を、該バードケージの中心近くで生成されるキャビテーションの崩壊によって形成される音波噴流が、該縦棒に実質的に平行な血管壁ではね返すような寸法にすることにより、
    弾性のある健常な内膜を傷つけずに、弾性のないアテロームを選択的に除去し、
    同時に、ほぼ垂直に投射される音波噴流により健常な内膜が損傷を受ける関連するリスクを軽減する、
    請求項３０に記載の超音波カテーテル装置。
32. 該Ｌ_ＰＳは、約１ｍｍから約１０ｍｍの範囲にある請求項３１に記載の超音波カテーテル装置。
33. 該漏出性音波空洞は、該バードケージで回収し、超音波造影マイクロバブルを血液に放出し、キャビテーション閾値を下げ、キャビテーションの形成を増大させることにより、アテロームの除去を強化するマイクロバブル放出手段をさらに含む請求項３１に記載の超音波カテーテル装置。
34. 該超音波造影マイクロバブルは、実質的に該保護シールドの内表面から該バードケージの中央に向けて注入されることにより、内膜の健常な弾性のある組織に傷をつけるリスクを避けるため、近くの内膜から離し、実質的に該保護シールドの後ろで、必要とされるキャビテーションおよび音波噴流を生成する請求項３３に記載の超音波カテーテル装置。
35. 該マイクロバブル放出手段は、超音波カテーテル装置の操作中に、必要とされる薬品を血液に注入する薬品注入手段をさらに含む請求項３３に記載の超音波カテーテル装置。
36. 該必要とされる薬品を、抗凝血薬または生理食塩水とする請求項３５に記載の超音波カテーテル装置。
37. 該超音波除去マニフォールドの末端に配置され、接続され、超音波造影マイクロバブルを血液に放出し、キャビテーション閾値を下げ、キャビテーションの形成を増大させることにより、該超音波除去マニフォールドからの消失する超音波パワー放射との組み合わせにより、キャビテーションを血管管腔内で生成し、超音波除去マニフォールドに入っていないか、またはそこから脱出した破片をさらに粉砕し、乳化するマイクロバブル放出手段をさらに含むことを特徴とする請求項１４に記載の超音波カテーテル装置。
38. 該漏出性音波空洞は、該超音波除去マニフォールドの内部および周辺に配置され、空洞外除去および空洞内除去の両方によって生成された、寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片を捕獲した後、下流の毛細血管を詰らせずに時間集約的な乳化および体内への再吸収の時間を延長する捕獲乳化手段をさらに含むことを特徴とする請求項３１に記載の超音波カテーテル装置。
39. 該捕獲乳化手段は、該バードケージに設けられ、該寸法の大きなプラークおよび石灰化組織の破片の動きを封じ、遅らせることができるよう適切に配置された多数の物理的な障壁を有する捕獲マニフォールドをさらに含む請求項３８に記載の超音波カテーテル装置。
40. 該多数の物理的な障壁は、直径が、該超音波パワー放射の伝播を妨げないように充分小さくつくられ、該バードケージによって支持された複数の円形または長方形の格子状の細いワイヤーをさらに含む請求項３９に記載の超音波カテーテル装置。
41. 該捕獲乳化手段を該バードケージおよび該保護シールドの組み合わせとすることにより、この組み合わせを多機能にする請求項３８に記載の超音波カテーテル装置。
42. 該捕獲乳化手段は、寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片を捕獲乳化装置に吸い込むことによりその効率を高める、局所的な血液の渦を生成するために超音波除去マニフォールド内に設けられた液体ポンプ装置をさらに含む請求項４１に記載の超音波カテーテル装置。
43. 該液体ポンプ装置を圧電共重合ポンプまたは電気浸透 ポンプとする請求項４２に記載の超音波カテーテル装置。
44. 該漏出性音波空洞は、該超音波除去マニフォールドの周辺に配置され、血液の空洞内の循環および空洞外の循環の両方に刺激を与えることにより、
    ａ）該寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片の時間集約的な乳化の時間をさらに延長し、
    ｂ）該超音波除去マニフォールドが存在することによる障害による自然な血液の流れに対する粘性抵抗を顕著に減少させる、
    局所的な血液循環手段をさらに含む請求項３１に記載の超音波カテーテル装置。
45. 該超音波除去マニフォールドに装着され、患部の血液管腔壁の近くで該超音波除去マニフォールドを制御しながら位置決めすることにより、治療中の血管の自然な血液循環の容認できない閉塞を避けながら、
    ａ）除去効果をさらに高め、
    ｂ）該捕獲乳化手段により寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片をより効果的に捕獲する
    位置決め手段をさらに含む請求項３８に記載の超音波カテーテル装置。
46. 該カテーテルチューブの近接端近くに機能的に配置され、該位置決め手段のユーザインターフェースとなる位置制御手段をさらに含む請求項４５に記載の超音波カテーテル装置。
47. 該超音波除去マニフォールドの１つまたは複数の共鳴周波数を含む所定の範囲の時変周波数掃引をさらに定めることにより、除去プロセスの強度を高める請求項１４に記載の超音波カテーテル装置。
48. 該所定の周波数の範囲を２００ＫＨｚから２０ＭＨｚの間とする請求項４７に記載の超音波カテーテル装置。
49. 該所定の周波数の範囲を５００ＫＨｚから５ＭＨｚの間とする請求項４８に記載の超音波カテーテル装置。
50. 該時変周波数掃引は、１Ｈｚを超える反復率で擬似乱数的に行われる請求項４７に記載の超音波カテーテル装置。
51. ａ）注入点を介し、加圧されたソース血液を治療中の血管に送出し、力強く注入し、望ましくない沈着物を除去し、望ましくない沈着物を除去し、注入された血液を再循環し、
    ｂ）再循環され、注入された血液を、再送出しおよび力強い再注入のために、抽出し、加圧する
    ことを特徴とするヒトまたは動物の血管内壁に沿って望ましくない沈着物を除去する方法。
52. 注入された血液の再循環は、注入されたソース血液を、その注入点の下流にそらし、そらされた血液の一部を、再循環のために戻すことをさらに含む請求項５１に記載の方法。
53. 注入されたソース血液をそらし戻すことは、双極モードを介し、注入点の近くで放電を提供し、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂くことによって生成された過剰な逆符号電荷を、単極放出モードに比べより高い効率で中性化することをさらに含む請求項５２に記載の方法。
54. 加圧されたソース血液の注入は、粉砕および乳化を介し該治療中の血管内の望ましくない沈着物を除去する、血液への高周波の超音波パワー放射の導入をさらに含む請求項５１に記載の方法。
55. 再循環され注入された血液の加圧は、再送出しおよび再注入のために加圧の前に除去されたプラークおよび石灰沈着の破片を取り除くための、抽出され再循環された血液のろ過をさらに含む請求項５１に記載の方法。
56. 超音波パワー放射の導入は、該超音波パワー放射を反射させ閉じ込めることによって、治療中の患部以外の健常な組織に対する、高パワー超音波放射の潜在的に有害な生物学的効果を制限しながら、閉じ込められた超音波エネルギー密度および除去力をそれに応じて増加させるため、該注入点と共に、超音波音波空洞を形成することをさらに含む請求項５４に記載の方法。
57. １つまたは複数の周波数の超音波パワー放射の血液への導入と、
    空洞内でアテロームの破片を除去する該超音波パワー放射の第１部、および外部に漏れることにより空洞外で治療中の血管に沿ってアテロームを除去する該超音波パワー放射の第２部を含む漏出性音波空洞の提供と、
    により、治療中の血管を刺し、アテローム部に到達し、超音波的に粉砕し、乳化し、血液内で超音波的に生成されたキャビテーションおよびそれに伴う高速音波噴流で該アテローム部からアテロームを除去する
    ことを特徴とする血管内でアテロームを除去する方法。
58. 漏出性音波空洞の提供は、該超音波パワー放射の少なくとも１つの動作周波数の下で漏出性共鳴空洞を提供することをさらに含む請求項５７に記載の方法。
59. 漏出性音波空洞の提供は、漏出性共焦点共鳴空洞の提供をさらに含む請求項５８に記載の方法。
60. 漏出性共鳴空洞の提供は、
    ａ）血液およびその含まれる物質を循環させ、
    ｂ）該超音波パワー放射の該漏出性共鳴空洞の外への漏出を維持し
    ながら、該漏出性共鳴空洞に音波的に連結し、より強力な音波共振を形成するケージの提供をさらに含む請求項５８に記載の方法。
61. ケージの提供は、ケージの外側を流線型にし、治療中の血管内の自然な血液の流れにおける関連する粘性抵抗を最小限にし、ケージ内での血液対流性細胞パターンの形成を促進することをさらに含む請求項６０に記載の方法。
62. ケージの提供は、該音波共振をさらに強めるため、実質的に円筒形の形状をし、ケージの胴体の周りに取り付けられた音波反射保護シールドの提供をさらに含む請求項６０に記載の方法。
63. 音波反射保護シールドの提供は、ケージおよび保護シールドを、ケージの中心近くで生成されるキャビテーションの崩壊によって形成される音波噴流が、ケージの縦軸に実質的に平行な血管壁ではね返すような寸法にすることにより、
    弾性のある健常な内膜を傷つけずに、弾性のないアテロームを選択的に除去し、
    同時に、ほぼ垂直に投射される音波噴流により健常な内膜が損傷を受ける関連するリスクを軽減する、
    請求項６２に記載の方法。
64. 音波反射保護シールドの提供は、ケージの内部および周辺において血液に超音波造影マイクロバブルを放出し、キャビテーション閾値を下げ、キャビテーションの形成を増大させることにより、アテロームの除去を強化することをさらに含む請求項６２に記載の方法。
65. 超音波造影マイクロバブルの放出は、実質的に保護シールドの内表面から超音波造影マイクロバブルを注入し、マイクロバブルをバードケージの中央に向けることにより内膜の健常な弾性のある組織に傷をつけるリスクを避けるため、近くの内膜から離し、実質的に該保護シールドの後ろで、必要とされるキャビテーションおよび音波噴流を生成することをさらに含む請求項６４に記載の方法。
66. 超音波造影マイクロバブルの放出は、除去プロセスにおける必要とされる薬品の血液への注入をさらに含む請求項６４に記載の方法。
67. 漏出性音波空洞の末端で血液への超音波造影マイクロバブルを放出し、キャビテーション閾値を下げ、キャビテーションの形成を増大させることにより、漏出性音波空洞からの消失する超音波パワー放射との組み合わせにより、キャビテーションを血管管腔内で生成し、漏出性音波空洞に入っていないか、またはそこから脱出した破片をさらに粉砕し、乳化することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
68. 保護シールドの提供は、漏出性音波空洞の内部および周辺の空洞外除去および空洞内除去の両方によって生成された、寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片を捕獲した後、下流の毛細血管を詰らせずに時間集約的な乳化および体内に再吸収する時間を延長することをさらに含む請求項６２に記載の方法。
69. 寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片の捕獲は、漏出性音波空洞内に設けられ、寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片を漏出性音波空洞に吸い込むことによりその効率を高める、局所的な血液の渦を生成する液体ポンプ装置の提供をさらに含む請求項６８に記載の方法。
70. 保護シールドの提供は、漏出性音波空洞の周辺で血液を局所的に循環させ、血液の空洞内循環および空洞外循環の両方に刺激を与えることにより、
    ａ）寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片の時間集約的な乳化の時間をさらに延長し、
    ｂ）漏出性音波空洞が存在することによる障害による自然な血液の流れに対する粘性抵抗を顕著に減少させる
    ことをさらに含む請求項６２に記載の方法。
71. 寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片の捕獲は、患部の血液管腔壁の近くで漏出性音波空洞を制御しながら位置決めすることにより、治療中の血管の自然な血液循環の容認できない閉塞を避けながら、
    ａ）除去効果を増加させ、
    ｂ）寸法がより大きいプラークおよび石灰化組織の破片をより効果的に捕獲すること
    をさらに含む請求項６８に記載の方法。
72. 漏出性音波空洞を制御しながら位置決めすることは、位置決めを達成するための生体内ユーザインターフェースの提供をさらに含む請求項７１に記載の方法。
73. 超音波パワー放射の導入は、漏出性音波空洞の１つまたは複数の共鳴周波数を含む所定の範囲の１つまたは複数の周波数を動的に掃引することにより、除去プロセスの強度を高めることを含む請求項５７に記載の方法。

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