JP2017503623A - 誘導血栓分散カテーテル - Google Patents

Abstract

本発明のカテーテルシステムは、案内され且つ情報に基づく血管の閉塞の溶解に関する。ある態様によれば、本発明のカテーテルシステムは、第１の管腔を画定するとともに遠位部分を有する細長いボディ、第１の管腔の中への挿入のために構成される内側部材であって、治療エネルギを治療部位に供給するように構成されるエネルギ源を有する、内側部材；及び細長いボディの遠位部分に位置するイメージングアセンブリを有する。幾つかの実施形態では、カテーテルシステムは、イメージングアセンブリに加えて又はイメージングアセンブリの代替として、機能的流れセンサを含む。

Description

（関連出願）
本出願は、２０１３年１１月１８日に出願された米国仮出願第６１／９０５，４３０号の優先権の利益を主張し、この仮出願は、参照により本明細書に援用される。

本発明は、概して、血管構造内の血栓及び他の血管閉塞の誘導される及び情報に基づく溶解に関連する。

血栓症は、血管内の血餅、又は血栓の形成から生じる医学的状態である。血栓はしばしば、弁、脚、又は他の下腹部（すなわち、深部静脈血栓）で成長するが、他の血管でも生じ得る。血餅は典型的には、異常に長期間の安静のために、例えば、個人が手術の後に寝たきりである又は衰弱性疾患にかかっているとき、静脈の中の血液の貯留から形成される。血栓症に加えて、アテローム硬化症は、静脈の閉塞の形成に起因する他の医学的状態である。アテローム硬化症は、動脈壁に沿ったアテローム材料の蓄積に起因する。アテローム沈着物は、広範囲に渡る特性を有することができ、幾つかの沈着物は比較的柔らかく、他は繊維状及び／又は石灰化されている。後者の場合、沈着物は、たびたびプラークと称される。しばしば、血栓症及びアテローム硬化症は、両方静脈に存在する。例えば、血栓は、動脈硬化プラークの周りに発達する

血栓の形成及びプラークの蓄積は、死を含む深刻な健康問題につながる可能性がある脳卒中又は塞栓症の原因となることができる。脳卒中は、血餅又はプラークが脳に血液を供給する動脈を閉鎖するとき、したがって、脳組織から酸素を奪うときに起こる。酸素なしでは、脳細胞は死に始める。塞栓症は、血餅が体のあちこちを移動し、それ自体が臓器に止まるときに起こる。例えば、肺塞栓症は、重い低酸素症及び心不全を引き起こす肺への血液供給の妨害である。

幾つかの閉塞に対して、超音波カテーテルを用いる外科処置が、例えば、コレステロール又は抗凝固性薬物が閉塞を減らすことができないとき等に、血管から血栓、プラーク、又は両方を除去するために必要であり得る。閉塞の溶解のための超音波カテーテルは、特許文献１及び特許文献２に記載されている。超音波エネルギによる閉塞の除去は、通常の血管壁に損傷を与えることなしに、閉塞を除去するために必要とされるエネルギの継続時間と量との間の繊細なバランスを必要とする複雑な処置である。

米国特許第６，９６９，２９３号 米国特許第６，８６６，６７０号

本発明は、従来技術の超音波カテーテルが処置中の管腔の可視化及び血流特性の評価を可能にしないため、現在の音響溶解処置が限定されることを認識する。可視化なしでは、閉塞下の血管及び周囲の組織に損傷を及ぼすリスクが増加する。本発明の装置及び方法は、イメージング及び／又は機能的流れ（functional flow）モニタリングと音響エネルギカテーテルを組み合わせるシステムを提供することによって音響血餅溶解に付随するリスクを減少させる。このようなシステムは有利には、音響エネルギの適用に先立つ適切な治療部位を決定すること及びいつ閉塞溶解が終わるべきかを決定するために音響治療が進行するときの血流を評価することを可能にする。

ある態様によれば、本発明のカテーテルシステムは、閉塞を破壊するために血管及び血管内のデリバリ治療（delivery therapy）を評価するように設計される。本発明のシステムは、イメージング要素、機能的流れ要素（圧力センサ及びフローセンサ（flow sensor）を含む）、又は両方を、閉塞を破壊、溶解又は切除するための音響エネルギ源と組み合わせてモニタリングするために含む。閉塞は、血栓、アテローム材料、又はそれらの組み合わせを含み得る。ある実施形態では、カテーテルシステムは、細長いボディ及び細長いボディの管腔の中に挿入されるように構成される内側部材を含む。内側部材は、血管内の治療部位に治療エネルギを供給するように構成されるエネルギ源を含む。治療部位に適用される治療エネルギは、理想的には、血管内の（血栓及び／又はアテローム材料のような）閉塞を溶解するように構成される。加えて、管腔内装置は、処置中に血管を評価するための、イメージングアセンブリ、機能的流れ要素、又はそれらの組み合わせを含む。

特定の実施形態では、イメージングアセンブリ、機能的流れ要素、又はそれらの組み合わせは、細長いボディの遠位部分と動作可能に関連付けられる。加えて、細長いボディの内側コアは、イメージングアセンブリ、機能的流れ要素、又はそれらの組み合わせを含み得る。イメージングアセンブリは、光音響トランスデューサ、超音波トランスデューサ、又は光干渉断層撮影要素を含み得る。イメージングアセンブリは、前方視イメージング要素及び／又は側方視イメージング要素を含み得る。前方視イメージング要素は、細長いボディの遠位端部を超えた距離にある物体を撮像することができる。機能的流れ要素は、圧力センサ、フローセンサ、及び／又は温度センサのようなデータ収集装置を含み得る。

典型的には、内側部材のエネルギ源は、音響エネルギ源である。音響エネルギ源は、治療エネルギを血管内に供給するように構成される。ある実施形態では、治療エネルギは、超音波であるが、他のレベルの音響エネルギが、所望の治療に適切なように、与えられ得る。治療エネルギは、治療部位に終始一貫して適用され得る又は間欠的に適用され得る。治療エネルギの適用中、内側部材は、細長いボディの中で長手方向に並進移動され得る又は細長いボディの中で回転され得る。

ある実施形態による本発明のカテーテルシステムの概略図である。 １つの実施形態によるカテーテルシステムの断面を示す。 他の実施形態によるカテーテルシステムの断面を示す。 図３Ａのカテーテルシステムとともに使用するための撮像部材を示す。 ある実施形態によるカテーテルシステムの内側コアを示す。 ある実施形態による内側コア断面を示す。 本発明のカテーテルシステムとともに使用するための超音波アセンブリの制御回路を示す。 ある実施形態による本発明のカテーテルシステムとともに使用するための他の超音波アセンブリの制御回路を示す。 ある実施形態による内側コア及び超音波アセンブリの様々な断面を示す。 ある実施形態による内側コア及び超音波アセンブリの様々な断面を示す。 ある実施形態による内側コア及び超音波アセンブリの様々な断面を示す。 超音波アセンブリの他の構成を示す。 Ａ−Ｃは、様々な実施形態によるカテーテルシステムの断面を示す。 カテーテルシステムの温度センサを電気的に結合するための実施形態を示す。 血餅融解処置のために血管に挿入されるガイドワイヤを描く。 Ａ−Ｃは、血餅融解処置で使用されるカテーテルシステムの概略図を提供する。 Ａ−Ｃは、バルーン要素を持つカテーテルシステムの実施形態を示す。 Ａ−Ｂは、加熱要素を持つカテーテルシステムの実施形態を示す。 Ａ−Ｂは、冷却要素を持つカテーテルシステムの実施形態を示す。 ヒートシンクと組み合わせた両方の熱電冷却要素から形成される冷却要素の簡略化された図を描く。 Ａ−Ｂは、レーザ加熱要素を持つカテーテルシステムの実施形態を示す。 本発明のカテーテルとともに使用するためのシステムを示す。

本発明のカテーテルシステムは、カテーテルボディを含み、体管腔内の閉塞を溶解するために治療エネルギを供給する音響エネルギ要素がこのカテーテルボディを通って配置される。ある態様では、本発明のカテーテルシステムはさらに、可視化を容易にするために及び閉塞溶解処置のリアルタイム情報を提供するために、機能的流要素及び／又はイメージング要素を含む。機能的流れ要素、イメージング要素、又は両方は、溶解処置の前、溶解処置中、及び溶解処置後にリアルタイムの洞察を提供する。上述の特徴は、体管腔の中に導入される１つのシステムで達成されるので、本発明は、多数のカテーテルを体管腔の中に導入する必要を取り除く。例えば、関心領域の位置を突き止めるためにイメージング又は機能的流れカテーテルを導入及び除去する、次に、閉塞を除去するために介入カテーテルを導入及び除去する、及び、次に、治療される血管を評価するためにイメージング又は機能的流れカテーテルを再導入する、必要がない。

本発明のカテーテルシステムによって提供される可視化は、静脈又は血管内の治療部位（例えば、血栓、プラーク、又は両方の位置）へのカテーテルの直接配置に役立つ。イメージング要素はまた、血管内の閉塞の段階的な除去を評価するために閉塞溶解処置のリアルタイムイメージングを得ることも可能にする。さらに、機能的流れ測定は、血流速度及び圧力をモニタリングすることによって、血管内の閉塞に起因する血管の異常収縮を決定することを可能にする。機能的流れ測定は、閉塞の位置を突き止めるために、単独で又は超音波エネルギ又は薬物を血餅に供給するように理想的な位置を決定するためにイメージング要素と組み合わせて、使用されることができる。加えて、機能的流れ測定は、処置の終結を示すためにいつ通常の又は所望の流れが復活されたかを決定することを可能にする。

本発明のカテーテルシステムは、プラーク、アテローム材料、及び血栓から形成される閉塞を治療及び溶解させるために使用されるエネルギ源を含む。ある実施形態では、カテーテルシステムはまた、１又は複数のイメージング要素、１又は複数の機能的流れ要素、又はそれらの組み合わせを含む。さらに、カテーテルシステムはまた、１又は複数の加熱要素、１又は複数の冷却要素、又はそれらの組み合わせを含み得る。本明細書に記載されるように、カテーテルシステムの様々な追加的な実施形態が、互いに組み合わせて使用されることができる。例えば、カテーテルシステムは、イメージング要素、機能的流れ要素、冷却要素、加熱要素をその組み合わせで含み得る。

図１に示されるように、カテーテルシステム１０は、概して、近位領域１４及び遠位領域１５を有するマルチコンポーネント管状ボディ１２を有する。管状ボディ１２は、カテーテル１０の遠位領域１５に位置する、可撓性エネルギ供給セクション１８及び遠位出口ポート２９を含む。バックエンドハブ３３が、管状ボディ１２の近位領域１４に取り付けられ、バックエンドハブ３３は、近位アクセスポート３１、注入ポート３２及び冷却流体管継手（cooling fluid fitting）４６を有する。近位アクセスポート３１は、ケーブル４５を介して制御回路１００に接続されることができる。管状ボディ１２は、１又は複数の管腔（例えば、エネルギ源を受け入れるための管腔、イメージング管腔、又は流体供給管腔）を画定する。

管状ボディ１２及びカテーテルシステム１０の他の構成要素は、カテーテル製造分野で良く知られた様々な技法のいずれかにしたがって製造されることができる。適切な材料及び寸法は、治療部位の自然の及び解剖学的寸法に並びに所望の経皮的アクセス部位に基づいて容易に選択されることができる。

例えば、好適な実施形態では、管状ボディ１２の近位領域１４は、エネルギ供給セクション１８を患者の脈管構造を通って治療部位に押し進めるために、十分な可撓性、耐よじれ性（kink resistance）、合成及び構造的支持を有する材料を含む。このような材料の例は、限定されるものではないが、押出ポリテトラフルオロエチレン（“ＰＴＦＥ”）、ポリエチレン（“ＰＥ”）、ポリアミド及び他の同様の材料を含む。ある実施形態では、管状ボディ１２の近位領域１４は、増加した耐よじれ性及び押し出し性（pushability）を提供するように、編組、メッシュ又は他の構造によって強化される。例えば、ニッケルチタン又はステンレス鋼ワイヤが、よじれを減らすために管状ボディ１２に沿った配置されることができる又は管状ボディ１２に組み込まれることができる。

管状ボディ１２の幅寸法（例えば、直径）は、用途（例えば、動脈、静脈、毛細血管）に依存して変化し得る。例えば、管状ボディ１２は、閉塞を含む血管に適合するように設計され得る。脚の動脈の血栓を治療するように構成される実施形態では、管状ボディ１２は、約０．０６０インチから約０．０７５インチの間の外径を有する。他の実施形態では、管状ボディ１２は、約０．０７１インチの外径を有する。ある実施形態では、管状ボディ１２は、おおよそ１０５センチメートルの軸方向長さを有するが、他の長さが他の用途に適切であり得る。管状ボディ１２は、管状形状に限定されるものではなく、体の血管への挿入に適する任意の他の形状であり得る。

管状ボディ１２のエネルギ供給セクション１８は、好ましくは、管状ボディ１２の近位領域を有する材料より薄い材料又はより大きい音響透過性を有する材料を含み得る。より薄い材料は概して、より厚い材料より大きい音響透過性を有する。エネルギ供給セクション１８に適切な材料は、限定されるものではないが、高又は低密度ポリエチレン、ウレタン、ナイロン等を含む。他の実施形態では、エネルギ供給セクション１８は、近位領域１４と同じ材料又は同じ厚さの材料から形成され得る。

管状ボディ１２の遠位領域１５は、１若しくは複数のイメージング要素２０５及び／又は１若しくは複数の機能的流れ要素２０７を含み得る。ある実施形態では、機能的流れ要素２０７は、１つの機能的流れ要素２０７が他の機能的流れ要素２０７の遠位にあるように、管状ボディ１２に位置する。これは、血圧及び血管の長さに渡る流れの差を決定することを可能にする。機能的流れ要素及び機能的流れ要素２０７から得られた情報を使用する方法が、以下により詳細に記載される。イメージング要素２０５は、管状ボディ１２を部分的にだけ囲み得る又は完全に囲み得る。管状ボディを完全に囲むとき、イメージング要素２０５は、体管腔の円周イメージングを提供する。

管状ボディ１２の材料は、近位部分から遠位部分に可変の厚さであり得る。可変厚さは、漸進的又は区分化され得る。ある実施形態では、管状ボディ１２は、変化する剛性の少なくとも３つのセクションに分割される。好ましくは、近位領域１４を含む、第１のセクションは、比較的高い剛性を有する。管状ボディ１２の近位領域１４と遠位領域１５との間の中間領域に位置する、第２のセクションは、比較的低い剛性を有する。この構成はさらに、カテーテル１０の運動及び配置を容易にする。好ましくは、エネルギ供給セクション１８を含む、第３のセクションは、概して、第２のセクションより低い剛性を有する。

図２は、図１の線２−２に沿って取られた管状ボディ１２の断面を示す。図２に示された実施形態では、３つの流体供給管腔３０が、管状ボディ１２に組み込まれている。他の実施形態では、より多い又はより少ない流体供給管腔が、管状ボディ１２に組み込まれることができる。流体供給管腔は、治療部位に薬剤（例えば、抗凝固剤）を送達するように構成されるとともに、エネルギ源を冷却するようにも機能し得る。流体供給管腔３０の配置は、好ましくは、管状ボディ１２を通り抜ける中空中心管腔５１を提供する。図２に示されるように、管状ボディ１２の断面は、好ましくは、カテーテル１０に長さに沿って実質的に一定である。したがって、このような実施形態では、実質的に同じ断面が、エネルギ供給セクション１８を含む、カテーテル１０の近位領域１４及び遠位領域１５の両方に存在する。

ある実施形態では、中心管腔５１は、約０．０３０インチより大きい最小直径を有する。他の実施形態では、中心管腔５１は、約０．０３７インチより大きい最小直径を有する。１つの好適な実施形態では、流体供給管腔３０は、幅約０．０２６インチ、高さ約０．０００７５インチの寸法を有するが、他の寸法が他の用途において使用され得る。

上述のように、中心管腔５１は、好ましくは、管状ボディ１２の長さを通って延びる。図１に示されるように、中心管腔５１は、好ましくは、遠位出口ポート２９及び近位アクセスポート３１を有する。近位アクセスポート３１は、バックエンドハブ３３の一部を形成し、このバックエンドハブはカテーテル１０の近位領域１４に取り付けられる。バックエンドハブ３３は、好ましくは、冷却流体管継手４６をさらに有し、この冷却流体管継手は、中心管腔５１に液圧式（hydraulically）に接続される。バックエンドハブ３３はまた、好ましくは、治療用化合物注入ポート３２を有し、この治療用化合物注入ポートは流体供給管腔３０と液圧式に接続し、この治療用化合物注入ポートは、ルアー管継手のようなハブを介して治療用化合物のソースに液圧式に結合されることができる。

図３Ａは、図１の線２−２に沿って取られた管状ボディ１２の断面を示す。図３Ａに示されるように、管状ボディ１２は、さらに、体の管腔を撮像するための装置を受け入れるように構成されるイメージング管腔２００を含む。例えば、駆動シャフトのような、細長い部材２１９に動作可能に関連付けられる１又は複数のイメージング要素２１８が、イメージング管腔２００によって受け入れられることができる。細長い部材２１９及び１又は複数のイメージング要素２１８は、図３Ｂに示されている。イメージング要素（複数可）２１８は、細長い部材２１９を部分的に囲むことができる又は完全に囲むことができる。イメージング要素２１８が細長い部材２１９を完全に囲むとき、それらは、回転の必要無しに体管腔の円周イメージングを提供することができる。代替的には、イメージング要素２１８は、細長い部材２１９を部分的にだけ囲んでもよく、このような実施形態では、細長い部材２１９は、円周イメージングを提供するために回転され得る。イメージング要素の種類は、以下により詳細に記載される。ある実施形態では、細長い部材２１９は、管状ボディ１２の遠位端部を超えて、イメージング管腔２００に関連付けられる出口ポートを通って移動可能である。これは、イメージング要素２１８が、管状ボディ１２の遠位端部を超えて撮像することを可能にし、有利には、イメージング要素が、管状ボディ１２がそのサイズのために適合しない血管の領域の画像を得ることを可能にする。

中心管腔５１は、図４に示されるような、細長い内側コア３４を受け入れるように構成される。細長い内側コア３４は、好ましくは、近位領域３６及び遠位領域３８を有する。近位ハブ３７が、近位領域３６の一端で内側コア３４に取り付けられる。１又は複数の超音波放射部材が、遠位領域３８内にある内側コアエネルギ供給セクション４１の中に位置する。超音波放射部材は、血管内の閉塞を破壊するエネルギを発生させるための超音波アセンブリ４２を形成し、これは以下により詳細に記載される。ある実施形態によれば、細長い内側コア３４はまた、１又は複数のイメージング要素２０２を含み得る。図４に示されるように、細長い内側部材は、イメージング要素２０２を含む。イメージング要素は、治療部位において、内側コアエネルギ供給セクション４１の配置を誘導するために血管表面を撮像するように使用されることができる。イメージング要素２０２は、細長い内側コア３４のボディを、部分的に囲むことができる又は完全に囲むことができる。イメージング要素２０２が、内側コア３４のボディを完全に囲むとき、それらは、回転無しに体管腔の円周イメージングを提供することができる。代替的には、細長い内側コア３４は、回転するように構成されることができ、このような態様では、内側コアを部分的に囲むイメージング要素はまた、細長い内側コア３４が回転するので、体管腔の円周イメージングを提供するために使用され得る。イメージング要素はまた、閉塞を溶解させるためのエネルギ（例えば、超音波）の適用後の治療部位を調査するために使用されることができる。

図４の線４−４に沿って取られた、図５に示される断面に示されるように、内側コア３４は好ましくは、内側コア３４が近位アクセスポート３１を経由して管状ボディ１２の中心管腔５１の中に挿入されることを可能にする外径を持つ、円筒形状を有する。内側コア３４の適切な外径は、限定されるものではないが、約０．０１０インチから約０．１００インチを含む。他の実施形態では、内側コア３４の外径は、約０．０２０インチから約０．０８０インチの間である。さらに他の実施形態では、内側コア３４は、約０．０３５インチの外径を有する。

まだ図５を参照すると、内側コア３４は、好ましくは、超音波アセンブリ４２を収容する円筒形外側ボディ３５を有する。超音波アセンブリ４２は、超音波アセンブリ４２が内側コア３４のエネルギ供給セクション４１から超音波エネルギを放射することができるように、図６無乃至８Ｄに詳細に記載される、配線及び超音波放射部材を有する。超音波アセンブリ４２は、バックエンドハブ３３に電気的に接続され、そこで内側コア３４は（図１に示される）ケーブル４５を介して制御回路１００に接続されることができる。好ましくは、電気絶縁ポッティング材料４３が、内側コア３４を満たし、超音波アセンブリ４２を囲むので、外側ボディ３５に対する超音波アセンブリ４２の移動を防ぐ。しかし、超音波アセンブリ４２は、任意の適切な方法で内側コア内に固定され得る。例えば、超音波アセンブリ４２は、内側コア３４の円筒形外側ボディ３５の管腔内面に固定され得る。１つの実施形態では、外側ボディ３５の厚さは、約０．０００２インチから約０．０１０インチの間である。他の実施形態では、外側ボディ３５の厚さは、約０．０００２インチから約０．００５インチの間である。さらに他の実施形態では、外側ボディ３５の厚さは、約０．００５インチである。

内側コア３４が１又は複数のイメージング要素２０２を含む実施形態では、イメージング要素２０２をイメージングシステムに接続するイメージング要素２０２の配線は、電気絶縁ポッティング材料の中に配置されることができる。

好適な実施形態では、超音波アセンブリ４２は、１又は複数のグループに分割される複数の超音波放射部材を有する。例えば、図６及び７は、超音波アセンブリ４２を形成するように超音波放射部材４０の５つのグループを接続するための１つの技法を示す概略配線図である。図６に示されるように、超音波アセンブリ４２は、互いに電気的に接続される超音波放射部材４０の５つのグループＧ１、Ｇ２、Ｇ３、Ｇ４、Ｇ５を有する。５つのグループはまた、制御回路１００に電気的に接続されている。

超音波アセンブリ４２は、閉塞の治療のために、長手方向の圧力又は圧縮波を通して伝達される超音波エネルギを伝達する。超音波エネルギは、特定の用途の要件に依存して、連続波又はパルス波として放射されることができる。加えて、超音波エネルギは、正弦波、三角波、矩形波、又は他の波形のような様々な形状を有する波形で放射されることができる。超音波エネルギは、音波を含む。ある実施形態では、超音波エネルギは、約２０ｋＨｚから約２０ＭＨｚの間の周波数を有する。例えば、１つの実施形態では、波は、約５００ｋＨｚから約２０ＭＨｚの間の周波数を有する。他の実施形態では、波は、約１ＭＨｚから約３ＭＨｚの間の周波数を有する。さらに他の実施形態では、波は、約２ＭＨｚの周波数を有する。平均音響パワーは、約０．０１ワットから３００ワットの間である。１つの実施形態では、平均音響パワーは、約１５ワットである。閉塞溶解のために使用される超音波エネルギの量は、超音波イメージング要素が管腔表面を撮像するために用いる超音波エネルギの量と異なり得る。

超音波アセンブリ４２の超音波放射部材は、治療目的のために超音波エネルギを発生させることができる装置を含み得る。例えば、１つの実施形態では、超音波放射部材は、超音波トランスデューサを有し、この超音波トランスデューサは電気エネルギを超音波エネルギに変換する。電気エネルギから超音波エネルギを発生させる超音波トランスデューサの適切な例が、限定されるものではないが、圧電セラミック振動子である。圧電セラミックは、典型的には、電流が材料に印加されるとき形状を変化させる、石英のような、結晶性材料を含む。振動駆動信号によって振動するようになる、形状のこの変化は、超音波を作り出す。他の実施形態では、超音波エネルギは、超音波放射部材から離れた超音波トランスデューサによって発生し、超音波エネルギは、例えば、超音波放射部材に結合されたワイヤを経由して伝達されることができる。

まだ図６を参照すると、制御回路１００は好ましくは、とりわけ、電圧源１０２を有する。電圧源１０２は、正端子１０４及び負端子１０６を有する。負端子１０６は、共通配線１０８に接続され、この共通配線は、超音波放射部材の５つのグループＧ１−Ｇ５を直列に接続する。正端子１０４は、複数のリード線１１０に接続され、この複数のリード線は、それぞれ超音波放射部材４０の５つのグループＧ１−Ｇ５の１つに接続する。したがって、この構成下では、図７にその１つが示されている、５つのグループＧ１−Ｇ５のそれぞれは、リード線１１０の１つを介して正端子１０４に、及び共通配線１０８を介して負端子１０６に接続される。

図７を参照すると、各グループＧ１−Ｇ５は、複数の超音波放射部材４０を有する。超音波放射部材４０のそれぞれは、共通配線１０８に及び２つの正接点配線１１２の一方を介してリード線１１０に電気的に接続される。したがって、図示されたように配線されるとき、定電圧差が、グループのそれぞれの超音波放射部材４０に印加される。図７に示されるグループは１２の超音波放射部材４０を有するが、当業者は、より多い又はより少ない超音波放射部材４０がグループに含まれることができることを認めるであろう。同様に、５つより多い又は少ないグループが、図６に示された超音波アセンブリ４２の中に含まれることができる。

図８Ａは、（図５に概略的に示されるような）超音波アセンブリ４２の構成要素を（図４に概略的に示されるような）内側コア３４の中に配置するための１つの好適な技法を示す。図８Ａは、４つのリード線１１０の存在によって示されるように、図６のグループＧ１内で取られた超音波アセンブリ４２の断面図である。例えば、超音波アセンブリ４２の断面図が図６のグループＧ４内で取られる場合、１つのリード線１１０のみが存在する（すなわち、１つのリード線がグループＧ５に接続する）。

まだ図８Ａを参照すると、共通配線１０８は、一対の超音波放射部材４０と電気的に接触する導電性材料の細長い、平らな部分（piece）を有する。超音波放射部材４０のそれぞれもまた、正接点配線１１２と電気的に接触する。共通配線１０８は負端子１０６に接続され、正接点配線１１２は正端子１１２に接続されるので、電圧差が、それぞれの超音波放射部材４０を横切って生み出されることができる。リード線１１０は、好ましくは、超音波アセンブリ４２の他の構成要素から分離され、したがって、上述のように、超音波放射部材４０の動作との干渉を防ぐ。例えば、１つの好適な実施形態では、内側コア３４は、絶縁ポッティング材料で満たされ、したがって、超音波アセンブリ４２の様々な構成要素間の望まない電気的接触を妨げる。

図８Ｂ及び８Ｃは、線７Ｂ−７Ｂ及び７Ｃ−７Ｃそれぞれに沿って取られた図８Ａの内側コア３４の断面図を示す。図８Ｂに示されるように、超音波放射部材４０は、共通配線１０８に沿って対になって取り付けられる。超音波放射部材４０は、実質的に同じ電圧がそれぞれの超音波放射部材４０に印加されるように、正接点配線１１２によって接続される。図８Ｃに示されるように、共通配線１０８は、好ましくは、その上に超音波放射部材４０が取り付けられることができる幅広領域１０８Ｗを有し、したがって、対にされた超音波放射部材４０が互いに短絡する可能性を減少させる。ある実施形態では、幅広領域１０８Ｗの外側で、共通配線１０８は、より従来的な、丸いワイヤ形状を有し得る。

図８Ｄに示されるような、修正実施形態では、共通配線１０８は、内側コア３４の中に固定される前に螺旋形状を形成するようにねじられる。このような実施形態では、超音波放射部材４０は、複数の半径方向に向けられ、したがって、結果として生じる超音波エネルギ場の半径方向の均一性を高める。

当業者は、それぞれのグループＧ１、Ｇ２、Ｇ３、Ｇ４、Ｇ５が独立して給電されることを可能にするように上述の配線は位置が修正されることができることを認めるであろう。具体的には、各グループのために制御システム１００内に別々の電源を設けることによって、各グループは、個々にオン若しくはオフにされることができる、又は、個別化された電力によって駆動されることができる。これは、超音波エネルギの供給が、治療が完了した治療部位の領域で「オフにされる」ことを可能にし、したがって、有害又は不必要な超音波エネルギが患者に加えられることを防ぐという利点を提供する。

上述の、及び図６乃至８に示された実施形態は、空間的にグループ化された複数の超音波放射部材を示している。すなわち、このような実施形態では、あるグループ内の超音波放射部材の全ては、互いに隣接して配置されるので、１つのグループが作動されるとき、超音波エネルギは、超音波アセンブリの特定の長さで供給される。しかし、修正実施形態では、あるグループの超音波放射部材は、互いに離間し得るので、あるグループ内の超音波放射部材は、互いに隣接して配置されない。このような実施形態では、１つのグループが作動されるとき、超音波エネルギは、エネルギ供給セクションのより大きい、離間された部分から供給されることができる。このような修正実施形態は、治療部位へのあまり集中されない、より拡散した超音波エネルギを供給することが望まれる用途において有利であり得る。

好適な実施形態では、超音波放射部材４０は、約０．０１７インチ×約０．０１０インチ×約０．０８０インチの寸法を有する長方形ジルコン酸チタン酸鉛（“ＰＺＴ”）超音波トランスデューサを有する。他の実施形態では、他の形状が使用され得る。例えば、ディスク形状超音波放射部材４０が、他の実施形態で使用されることができる。好適な実施形態では、共通配線１０８は、銅を含み、厚さ約０．００５インチであるが、他の導電性材料及び他の寸法が他の実施形態において使用されることができる。リード線１１０は好ましくは、３６ゲージ電気伝導体である一方、正接点配線１１２は好ましくは４２ゲージ電気伝導体である。しかし、当業者は、他のワイヤゲージが他の実施形態で使用されることができることを認識するであろう。

上述のように、超音波放射部材４０に関する適切な周波数は、限定されるものではないが、約２０ｋＨｚから約２０ＭＨｚを含む。１つの実施形態では、周波数は、約５００ｋＨｚから約２０ＭＨｚの間であり、他の実施形態では、周波数は、約１ＭＨｚから３ＭＨｚの間である。さらに他の実施形態では、超音波放射部材４０は、約２ＭＨｚの周波数で作動する。

実際には、管状ボディ１２は、中心管腔５１を通じて細長い内側コア３４を受け入れる。図９Ａは、管状ボディ１２の中に配置された内側コア３４を示す。図８Ａに提供された、超音波アセンブリ４２の詳細は、明確さのために省略されている。上述のように、内側コア３４は、管状ボディ１２の中心管腔５１内で摺動されることができ、それによって、内側コアエネルギ供給セクション４１が管状ボディエネルギ供給セクション１８の中で位置決めされることを可能にする。例えば、好適な実施形態では、内側コアエネルギ供給セクション４１、管状ボディエネルギ供給セクション１８及びポッティング材料４３を含む材料は全て、同様の音響インピーダンスをゆする材料を含み、それによって、材料境界を横切る超音波エネルギ損失を最小にする。

図９Ａはさらに、管状ボディエネルギ供給セクション１８の中の流体供給ポート５８の配置を示す（流体供給ポートを見るために図１２Ｂも参照）。示されるように、孔又はスリットが、管状ボディ１２を通って流体供給管腔３０から形成され、それによって、流体供給管腔３０から治療部位への流体流れを可能にする。流体供給ポートは、薬剤又は他の治療用化合物が治療部位に直接供給されることを可能にする。したがって、注入ポート３２に結合される治療用化合物のソースが、流体供給管腔３０を通って及び流体供給ポート５８の外に治療用化合物を運ぶ液圧を供給する。

流体供給ポート５８及び流体供給管腔３０は、幾つかの異なる形態で配置されることができる。図９Ａに示されるように、管状ボディ１２の円周の周りに流体供給管腔３０を均一に間隔をあけることによって、管状ボディ１２の円周の周りの治療用化合物の実質的に一様な流れが達成されることができる。加えて、流体供給ポート５８のサイズ、位置及び幾何学的形状は、流体供給管腔３０から治療部位への一様な流体流れを提供するように選択されることができる。例えば、１つの実施形態では、エネルギ供給セクション１８の近位領域により近い流体供給ポート５８は、エネルギ供給セクション１８の遠位領域により近い流体供給ポート５８より小さい直径を有し、それによって、全エネルギ供給セクション１８にわたる流体の均一な供給を可能にする。

例えば、管状ボディ１２の長さに沿って同様のサイズを有する流体供給ポート５８の１つの実施形態では、流体供給ポート５８は、約０．０００５インチから約０．００５０インチの間の直径を有する。流体供給ポート５８のサイズが管状ボディ１２の長さに沿って変化する他の実施形態では、流体供給ポート５８は、エネルギ供給セクション１８の近位領域において約０．００１インチから約０．００５インチの間の、及びエネルギ供給セクション１８の遠位領域において約０．００５インチから約０．００２０インチの間の直径を有する。隣接する流体供給ポート５８の間のサイズの増加は、管状ボディ１２を有する材料、及び流体供給管腔３０のサイズに依存する。流体供給ポート５８は、パンチング、穴あけ、（レーザを用いるような）焼成若しくはアブレーションによって、又は任意の他の適切な方法によって、管状ボディ１２に作られることができる。管状ボディ１２の長さに沿った治療用化合物の流れはまた、管状ボディ１２の遠位領域１５に向かって流体供給ポート５８の密度を増加させることによって、増加されることができる。流体供給ポート５８から治療部位への非一様流体流れを提供することが望ましくなり得ることが理解されるべきである。このような実施形態では、流体供給ポート５８のサイズ、位置及び幾何学的形状は、このような非一様流体流れを提供するように、選択されることができる。

まだ図９Ａを参照すると、管状ボディ１２内の内側コア３４の配置はさらに、冷却流体管腔４４を画定する。冷却流体管腔４４は、内側コア３４の外側表面３９と管状ボディ１２の内側表面１６との間に形成される。ある実施形態では、冷却流体は、冷却流体流れが冷却流体管腔４４を通って及び遠位出口ポート２９の外に供給されるように、近位アクセスポート３１を通って導入される（図１参照）。冷却流体管腔４４は、好ましくは、管状ボディ１２の円周の周りに均一に間隔をあけられ（すなわち、３つの管腔構成に関しておおよそ１２０°の増分で）、それによって、内側コア３４の上の一様冷却流体流れを提供する。このような構成は、治療部位における望まれない熱エネルギを除去するために望ましい。以下に説明されるように、冷却流体の流速及び超音波アセンブリ４２の出力は、内側コアエネルギ供給セクション４１の温度を所望の範囲に位置するために調整されることができる。

好適な実施形態では、内側コア３４は、管状ボディ１２の中で回転される又は動かされることができる。具体的には、内側コア３４の動きは、バックエンドハブ３３を静止して保持しながら近位ハブ３７を操作することによって達成されることができる。内側コア外側ボディ３５は、管状ボディ１２のよじれなしに管状ボディ１２の中での内側コア３４の運動を可能にする十分な構造的支持を提供する材料から少なくとも部分的に構成される。加えて、内側コア外側ボディ３５は、好ましくは、トルクを伝達する能力を有する材料を含む。内側コア外側ボディ３５のための適切な材料は、限定されるものではないが、ポリイミド、ポリエステル、ポリウレタン、熱可塑性エラストマ及び編組ポリイミドを含む。

内側コア３４が回転するとき、回転は同様に、内側コア３４の中に配置された超音波アセンブリ４２の回転も引き起こす。そうすることで、内側コア３４の回転は、超音波アセンブリ４２を形成する複数の超音波放射部材に、回転無しで可能であるより高い周波数でより高い超音波エネルギを放射させる。回転が超音波を増加させるときにのより高い周波数は、静止要素から得られる低い周波数より、速く血栓溶解薬及び他の薬物を血餅に動かすことができる。内側コア３４の回転はまた、イメージング要素２０２の回転が得られるイメージングデータの解像度を増加かさせるとともに管腔表面の円周イメージングを可能にするので、内側コアに配置される１又は複数のイメージング要素２０２から得られるイメージングを高める。これらの回転の実施形態では、超音波アセンブリ、イメージング要素、及び機能的流れ要素の信号線（超音波アセンブリ、機能的流れ要素、イメージング要素から電源及び制御システムへの）は、超音波アセンブリ、イメージング要素、及び機能的流れ要素に結合された信号線の遠位回転を可能にする一方、電源及び制御システムに結合された信号線の近位部分が静止して維持される回転ジョイントに結合され得る。電気的及び光学的ロータリジョイントは、技術分野で知られている。

ある実施形態では、超音波アセンブリ４２は、超音波アセンブリ４２の冷却を実施するとともに超音波アセンブリ４２の過熱を防ぐための１又は複数の冷却要素に関連付けられる。冷却要素は、冷却流体管腔４４の中に導入される冷却流体と組み合わせて動作することができる、又は冷却流体の代替として使用されることができる。１つの実施形態では、冷却要素は、超音波アセンブリ４２のそれぞれの超音波放射部材４０に結合される。代替的には、冷却要素は、冷却要素が共有されるように、１又は複数の超音波放射部材４０に又は超音波アセンブリ４２全体に結合される。ある実施形態では、冷却要素（複数可）は、超音波アセンブリ４２とともに内側コア３４の中に位置し、ポッティング材料４３によって囲まれる。ポッティング材料が超音波アセンブリ４２を囲むために使用されない場合（例えば、超音波アセンブリ４２が内側コア４２の側部に対して固定されるとき）、冷却要素は、超音波アセンブリ４２の裏材（backing）に結合され、内側コア３４の中に配置される。冷却要素は、ヒートシンク、熱電クーラ、又はそれらの組み合わせであることができ、これらは以下により詳細に記載される。

ヒートシンクは、周囲媒質の中に熱を放散することによってデバイスを冷却する受動交換器である。ある実施形態によれば、周囲媒質は、内側コア３４の絶縁ポッティング材料４３である（例えば、超音波トランスデューサアセンブリ４２が図５のように、絶縁ポッティング材料４３に固定されるとき）。代替的には、周囲媒質は、冷却流体であり得る（例えば、内側コア３４が中空管腔を画定し、超音波アセンブリ４２が、内側コアの管腔表面に取り付けられる、又は、内側コアの遠位部分の中に他の方法で安定にされる／配置されるとき）。

ヒートシンク自体は、内側コア３４のシャフトに沿って遠位超音波アセンブリ４２から（すなわち、超音波放射部材４０の１又は複数から）近位に延びる１又は複数の熱伝導要素であり得る。熱伝導要素は、熱が、超音波放射部材４０の位置に集まることを防ぎ、代わりに、熱が、熱伝導要素に沿って移動すること、及びポッティング材料４３又は他の放散媒質（例えば、食塩水）の中に放散することを可能にする。熱伝導要素は、内側コアの全長に沿って移動し得る、又は内側コアの部分的な長さに延び得る。

熱伝導要素は、幾つかの実施形態によれば、冷却フィンを含み得る。冷却フィンは、超音波トランスデューサの裏材に取り付けられ得る。冷却フィンは、周囲への又は周囲からの熱伝達率を増加させるように物体から延びる１又は複数の表面を含み、それによって、熱の放散を通じて物体を冷却する。代替的には、熱伝導要素は、熱伝導材料の１又は複数のストランドを含む。ストランドは、編まれる、巻かれる（螺旋形状のように）、又は両方の組み合わせであり得る。適切な熱伝導材料は、銀、金、ニッケル、鋼、銅、白金、及びこれらの組み合わせを含む。ヒートシンクの利点は、超音波アセンブリから集中した熱を分散させる及びカテーテルのより大きい領域を通じてその熱を放散させる能力である。

図１５Ａは、図４に描かれた、長手方向線ｙに沿った内側コア３４の断面を示す。図１５Ａに示されるように、超音波アセンブリの超音波放射部材４０は、ヒートシンク３５１（編まれた熱伝導要素として示されているが、代替的には冷却フィンであることができる）に結合される。ヒートシンク３５１は、超音波放射部材４０から及び超音波放射部材４０から内側コア３４の長さに沿って近位に延びるヒートシンク３５１を通じて熱を伝達することによって超音波トランスデューサアセンブリ４２を冷却する。ヒートシンク３５１は、内側コア３４の全長を又は内側コア３４の長さに沿って部分的に延び得る。熱が、ヒートシンク３５１の長さに沿って超音波放射部材４２から伝達するとき、熱はポッティング材料４３の中に放散される。超音波アセンブリに電力を伝達する電気的な接続（図５及び６の共通配線１０８及びリード線１１０のような）は、簡単にするために図１５Ａに示されていない。図１５Ｂは、流体放散媒質と共に使用するための代替ヒートシンク構成を示す。図１５Ｂに示されるように、超音波アセンブリ４２は、内側コア３４の円筒ボディ３５の内側管腔表面に結合される。内側コア３４は、放散媒質として冷却流体を受けるための管腔３６０を画定する。超音波アセンブリは、ヒートシンク３５１（編まれた熱伝導要素として示されているが、代替的には冷却フィンであることができる）に結合される。冷却流体が、（矢印３６２によって示されるように）内側コア３４の管腔３６０を動かされる／通過する。ヒートシンク３５１は、その結果、超音波アセンブリ４２から冷却流体に熱を放散させる。

熱電冷却要素は、熱流束を作るペルチェ効果の使用を通じてセンサ及びデバイスの局在的な冷却を提供する。熱電冷却要素は、図１５Ａに示されるように、（ｐ型とｃ型を交互にするような）２以上の半導体ワイヤ３５５によって分離される第１と第２の基板を含む。半導体ワイヤが、正及び負電源によって互いに接続されるとき、熱は、第１の基板から、これは第１の基板の冷却を実施する、第２の基板に、これは第２の基板の加熱を実施する、伝達される。半導体ワイヤ３５５は、管腔内装置１０の近位端部１４で正及び負電源に結合され得る。加熱された基板は典型的には、第２の基板から熱を放散させるよう働くヒートシンクに関連付けられる。本明細書で使用されるとき、熱電冷却要素の基板は、超音波放射部材の裏材に結合されることができる。好ましくは、冷却基板は、超音波放射部材の裏材に直接結合され、加熱された基板は、上述のようにヒートシンクに結合される。ヒートシンクとの熱電冷却要素の組み合わせは、内側コア３４の長さに沿って熱を安全に放散させながら超音波アセンブリを理想的に冷却する。図１６は、ヒートシンクと組み合わせた熱電冷却要素りょうほうから形成される冷却要素の簡略化された図を描いている。図示されるように、熱電クーラは、超音波放射部材とヒートシンクとの間に挟まれている。

さらに他の実施形態では、カテーテル１０はさらに、遠位出口ポート２９に配置される閉鎖装置（図示せず）を有する。閉鎖装置は、好ましくは、ガイドワイヤを収容することができる減少した内径を有するが、それは、中心管腔５１の内径より小さい。したがって、内側コア３４は、閉鎖装置を通ってそして遠位出口ポート２９の外に延びることが妨げられる。例えば、閉鎖装置のための適切な内径は、限定されるものではないが、約０．００５インチから約０．０５０インチである。他の実施形態では、閉鎖装置は、閉鎖端部を有し、したがって、冷却流体がカテーテル１０を離れることを防ぎ、代わりに、管状ボディ１２の近位領域１４に再循環する。これらの及び他の冷却流体流構成は、超音波アセンブリ４２に供給される電力が、冷却流速に比例して増加されることを可能にする。加えて、ある冷却流体流構成は、冷却流体への患者の体の暴露を減少させることができる。

ある実施形態では、図９Ａに示されるように、管状ボディ１２はさらに、１又は複数の温度センサ２０を有し、この温度センサは好ましくはエネルギ供給セクション１８の中に位置する。このような実施形態では、管状ボディ１２の近位領域１４は、ケーブル４５（図１に示される）に組み込まれることができる温度センサリード線（図示せず）を含む。適切な温度センサは、限定されるものではないが、温度検知ダイオード、サーミスタ、熱電対、測温抵抗体（“ＲＴＤ”）及び熱変色性液晶を使用する光ファイバ温度センサを含む。適切な温度センサ２０の幾何学的形状は、限定されるものではないが、点、パッチ（patch）又はストライプ（stripe）を含む。温度センサ２０は、流体供給管腔３０の１若しくは複数の中に、及び／又は冷却流体管腔４４の１若しくは複数の中に、配置されることができる。

図１０は、温度センサ２０を電気的に接続する１つの実施形態を示す。このような実施形態では、各温度センサ２０は、共通配線６１に結合されるとともに、個々の帰線６２に関連付けられる。したがって、ｎ＋１のワイヤが、ｎ個の別個の温度センサ２０において温度を独立して検知するために使用されることができる。特定の温度センサ２０における温度は、その熱電対の個々の帰線６２と共通配線６１との間の回路を完全にするようにスイッチ６４を閉じることによって決定されることができる。温度センサ２０が熱電対を有する実施形態では、温度は、例えば、外部制御回路１００の中に置かれることができる、検知回路６３を使用する回路の電圧から計算されることができる。

他の実施形態では、各温度センサ２０は、独立して配線される。このような実施形態では、２ｎ個の配線が、ｎ個の独立した温度センサ２０で温度を独立して検知するために管状ボディ１２を通過する。さらに他の実施形態では、管状ボディ１２の可撓性が、光ファイバベースの温度センサ２０を使用することによって、改善されることができる。このような実施形態では、可撓性は、ｎ個の光ファイバ部材のみがｎ個の独立した温度センサ２０で温度を検知するために使用されるので、改善されることができる。

代替的に、又は、１若しくは複数の温度センサ２０に加えて、管状ボディ１２は、１又は複数の機能的流れ要素２０７を含む。機能的流れ要素２０７は、圧力センサ及び／又はフローセンサを含むことができ、この圧力センサ及び／又はフローセンサは、体管腔内の機能的流れデータを得るために使用され得る。圧力センサは、圧力測定値を得ることができ、フローセンサは、血管内の速度測定値を得ることができる。圧力及び流れの両方を測定及び比較する能力は、虚血性テスト（ischemic testing）の診断精度を著しく向上させる。機能的流れ要素２０７は、有利には、閉塞の位置、したがって、閉塞溶解のための超音波治療のための理想的な位置を決定するために使用され得る。機能的流れ要素２０７から（冠動脈血流予備能、冠血流予備量比、圧力−容積（Ｐ−Ｖ）曲線／ループのような）機能的流れデータを得るための技法は、以下により詳細に記載される。

さらなる態様では、本発明の管腔内装置１０は、１又は複数のスチーム管腔を含む。スチーム管腔は、閉塞にスチームを散布するために使用される。スチームからの熱は、血餅を柔らかくするのに役立ち、さらに血餅を機械的に破壊するのさえ援助し得る。スチームは、管腔内装置の内側コアからのエネルギの適用の前、適用中、又は提供後に、散布され得る。ある実施形態では、スチームは、血栓溶解剤を含み、血栓溶解剤を血餅に散布する。

１又は複数のスチーム管腔は、管状ボディ１２の流体供給管腔３０と同じ又は異なり得る。スチーム管腔が流体供給管腔３０と同じであるとき、近位領域１４で流体供給管腔３０に接続された治療用化合物注入ポート３２（図１）は、管腔３０への供給のために液体をスチームに変換することができる流体／スチーム源に関連付けられ得る。スチームは、管状ボディ１２の管状ボディエネルギ供給セクション１８の中で流体供給管腔から流体供給ポート５８を通って放出される（例えば、図１２Ｂ参照）。ある実施形態では、流体／スチーム源は、処置の間、要望通りに、流体供給管腔３０を通じてスチームを供給することと流体を供給することを交互に行う。

代替的には、スチーム管腔は、流体供給管腔３０と異なる。図９Ｃに示されるように、管状ボディ１２は、スチームを管状ボディ１２の外にそして血管内の閉塞に供給するための１又は複数の管腔２１０を含む。スチーム管腔２１０は、流体供給管腔３０に対する代替として使用され得る（例えば、流体供給管腔を置換する）、又はスチーム管腔２１０は、流体供給管腔３０と併せて使用され得る。スチーム管腔２１０は、管状ボディ１２の遠位部分１５で１又は複数の出口ポート２１２と関連付けられ、（上述の流体供給管腔に結合される流体源と同様に）近位端部１４でスチーム源と結合される。図示されていないが、スチーム管腔２１０は、スチーム源に結合する（図１に示された治療用化合物注入ポート３２と同様に）近位ポートに結合される。

ある実施形態では、スチームは、血栓溶解剤及び他の薬を含む。これらの実施形態では、血栓溶解スチームは、血栓及び／又はプラークを破壊するのを助ける。血栓溶解スチームは、超音波エネルギの適用前、適用中、又は適用後に閉塞に導入され得る。他の実施形態では、スチーム管腔から供給されるスチームは、流体供給管腔から外へ別個に導入される血栓溶解剤と併せて使用される。例えば、血栓溶解剤は、流体供給管腔から閉塞に導入され、その後スチームが、血栓溶解剤を血餅にさらに送るために血管内に導入される。

さらなる態様では、本発明の管腔内装置１０は、管状ボディ１２の管状ボディエネルギ供給セクション１８と動作可能に関連付けられるバルーン要素３０２をさらに有する。バルーン要素３０２は、遠位供給セクション１８に位置する流体供給ポート５８（及び／又はスチーム供給ポート）の近位又は遠位にあり得る。図１３Ａは、ある実施形態によるバルーン３０２を持つ本発明の管腔内装置１０を示す。描かれているように、管腔内装置１０は、管状ボディ１２の流体供給ポート５８の間に位置するバルーン３０２を含む。バルーン３０２は、図１３Ｂに示されるように膨張し得る。膨張するとき、バルーン３０２は、血管内の閉塞を破壊及び／又は圧迫するのを支援するのに役立つ。好ましくは、バルーン３０２は、細長い内側コア３４から放射される治療エネルギがバルーン３０２を通って伝わることを可能にするように、音響エネルギに対して透過的である材料から形成される。バルーン３０２は、流体又は他の物質をバルーンに膨張のために供給する１又は複数のバルーン管腔に結合され得る。図１３Ｃに示される１つの実施形態では、バルーン３０２は、冷却流体管腔４４と動作可能に関連付けられ、冷却流体管腔４４は、拡張のためにバルーン３０２の中に流体を供給する一方、細長いコア３４の超音波トランスデューサアセンブリ４２を冷却する２つの目的を果たす。図１３Ｃは、図１３Ａの線ｂに沿った管腔内装置１０の断面を示す。図１３Ｃにさらに示されるように、冷却流体は、バルーン３０２の内部３０７を満たすようにポート３０５を通って冷却管腔を離れ、それによってバルーン３０２を膨張させる。

ある態様では、管腔内装置１０は、管状ボディ１２に配置された又は管状ボディ１２に結合された１又は複数の加熱要素３２１をさらに含み得る。加熱要素（複数可）３２１は、アブレーティブ熱（ablative heat）のような、熱を閉塞に直接加える。加熱要素３２１は、管状ボディ１２の上に又は（バルーン３０２のような）管状ボディ１２に関連付けられるバルーンの上に直接配置されることができる。特に、加熱要素３２１は、管状ボディに平行な血餅／アテローム材料を加熱するために管状ボディ１２又はバルーンの側部に、及び／又は管状ボディの前の血餅／アテローム材料を加熱するために遠位端部に、配置され得る。加熱要素は、内側コア３４の超音波アセンブリ４２からのエネルギの適用と同時に、又は内側コア３４の超音波アセンブリ４２からのエネルギの適用の間に断続的に、熱を加えることができる。図１４Ａは、管状ボディ１２に配置された１又は複数の加熱要素３２１を持つ管腔内装置１０の実施形態を示す。図１４Ｂは、管状ボディ１２のバルーン３０２に配置された１又は複数の加熱要素３２１を持つ管腔内装置１０の実施形態を示す。

特定の実施形態では、管状ボディ１２に関連付けられる１又は複数の加熱要素３２１は、電極である。電極は、管状ボディの長さに沿って延びる電力線を経由してエネルギ源に接続され得る。電極は、アブレーションツール（ablation tool）に沿って多くの異なるパターンで配置されることができる。例えば、電極は、アブレーションツールの遠位端部に位置し得る。加えて、電極は、様々な異なる形状及びサイズを有し得る。例えば、電極は、導電性プレート、導電性リング、導電性ループ、又は導電性コイルであることができる。加熱要素３２１は、管状ボディ１２の周囲を部分的に又は完全に囲み得る。加えて、加熱要素３２１は、管状ボディ１２の長さに沿った長手方向パネルを形成し得る。

電極は、電極にエネルギを供給する管腔内装置１０の近位端部で電源に接続される。ある実施形態では、電極に供給されるエネルギは、アブレーティブエネルギである。アブレーティブエネルギは、血管内で閉塞を溶解するために使用され得る。血餅及び／又はアテロームを切除（ablate）するために必要なエネルギは、高周波、レーザ、マイクロ波、超音波及び直流の形態(高エネルギ、低エネルギ及びフルグトロナイゼーション（fulgutronization）処置)を含む幾つかの異なる形態から提供されることができる。高周波（ＲＦ）は、アブレーション処置のための好ましいエネルギ源になっている。任意のエネルギ源が、加熱要素３２１と共に使用するために適切である。好ましくは、選択されるエネルギ源は、処置又は内側コア３４の超音波アセンブリ４２から加えられるエネルギの適用の間に、血管のイメージングを妨害しない。加熱要素は、エネルギの単極又は双極提供のために使用され得る。単極エネルギの供給のために、接地電極パッドのような、接地電極が、カテーテルシャフトの上、又は患者の皮膚の上のいずれかで使用され得る。双極エネルギの供給のために、双極エネルギが隣接する円周（軸方向オフセット）電極の間に送られることを可能にするように隣接電極が軸方向にオフセットされる。他の実施形態では、電極は、双極エネルギが隣接する遠位電極と近位電極との間に送られることを可能にするようにバルーン３０２の周りのバンドに配置され得る。加熱要素からの熱の適用中、治療ゾーンは、典型的には、５０℃以上、又は、例えば、５５℃以上、又は、例えば、６０℃以上、又は、例えば、６５℃以上、又は、例えば、７０℃以上に高められる。幾つかの実施形態では、治療ゾーンは、約６５℃、例えば、６８℃に加熱される。

いったん管腔内装置１０の管状部材１２が、（例えば、イメージング要素及び／又は機能的流れ要素で案内されて）治療ゾーンの中に配置されると、加熱要素３２１は、血餅又はアテローム動脈硬化性材料にエネルギを適用するように作動させられ得る。加熱要素３２１が、バルーン３０２の表面に位置するとき、バルーン３０２は、加熱要素３２１へのエネルギの適用の前に膨張し得る。大抵の治療は、１から６ワットの範囲にあり、０．５から６秒の持続時間で実行される。（温度センサ２０又は管状ボディ１２の上に配置された外部温度センサのような）温度センサの使用は、健康な組織が過熱されないこと、及び閉塞が、所望の溶解に影響するよう十分に加熱されることを提供する。幾つかの実施形態では、出力及び持続時間もまた、閉塞を囲む組織に重大な損傷を引き起こす十分なエネルギが供給されないことを保証するように、ゲートでコントロールされ（gated）得る。

ある実施形態では、加熱要素３２１は、レーザ（エキシマレーザのような）である。これらの実施形態では、レーザは、管状ボディ１２の遠位先端の前のアテローム動脈硬化性材料を切除するように構成される。レーザは、図１４Ａ−１４Ｂに示された加熱要素と併せて使用され得る。レーザは、カテーテル１０の管状ボディ１２の中に配置された１又は複数の光ファイバを含み、光ファイバは、管状ボディ１２の遠位端部に位置する能動端部を有する。遠位端部に位置するレーザにより、カテーテル１０は、カテーテル１０の前に位置する任意の閉塞を切除することができる。例えば、カテーテルの管状ボディは、その幅のために、閉塞溶解のために治療部位に平行に超音波アセンブリを位置決めするために閉塞に入ることができない場合がある。これは、特に、完全慢性閉塞の場合に当てはまる。このような場合、カテーテル１０のエネルギ供給セクション１８が閉塞の中に位置することができるように、閉塞の中に経路を形成する必要があり得る。管状ボディ１２の遠位端部に配置されたレーザを使用するとき、有利には、管状ボディ１２の前の閉塞の中に経路を形成することができ、これは、管状ボディ１２が、閉塞の治療エネルギ療法を進めるために閉塞の中に入ることを可能にする。

図１７Ａは、ある実施形態による、レーザ加熱要素３２１を持つ管状ボディ１２の（図１の線２−２）断面を描く。図１７Ａに示されるように、管状ボディ１２は、レーザ管腔６０４を含む。１又は複数の光ファイバ６０６が、レーザ管腔を通って延び、管状ボディの遠位端部２９で終端する。光ファイバ６０６は、レーザカテーテルの分野で知られているタイプのものであり、レーザエネルギを伝達するように構成される。光ファイバ６０６は、管状ボディの近位端部でエネルギ源に接続される。図１７Ｂは、管状ボディ１２の遠位端部に位置する光ファイバ６０６の能動端部６０２を示す。能動端部６０２は、管状ボディ１２の前の閉塞を切除するためにレーザエネルギを放射するように構成される。

光ファイバを通って放射されるレーザエネルギのレベルは、切除される閉塞の種類に依存して替わり得る。６０ｍＪ／ｍｍ２のフルエンス超の及び４０ヘルツ超の高レーザエネルギの使用は、重度に石灰化された病変部を効果的に治療する特定のゴールを有する一方、小さい先端寸法は、高レーザエネルギが、過度なバブル形成なしで供給されることを可能にする。４０ヘルツで６０ｍＪ／ｍｍ２のフルエンスのようなより低いレーザレベルが、非石灰化組織を通って孔を除去するために使用され得る。パイロット孔が、１００ｍＪ／ｍｍ２／８０ヘルツでレーザエネルギの２６６０のパルスを放射することによって迅速に石灰化された組織を通って孔を開けられたので、石灰化された組織を切除するための最速且つ最良の結果は少なくとも８０ｍＪ／ｍｍ２／８０ヘルツのフルエンスエキシマレーザパラメータ設定に対してであった。レーザエネルギは、レーザシステムから光ファイバに伝達される。レーザエネルギ又は他のアブレ―ティブエネルギレベルを光ファイバに伝達するためのレーザシステムは、米国特許5,188,632, 5,423,806, 5,040,5486,673,064, 5,203, 5,176,674, 5,041,108, 4,993,412, 5,032,123,及び4,834,093と共に米国特許出願公開2010/0152717により詳細に記載される。

ある実施形態では、レーザはエキシマレーザである。エキシマレーザは、標的組織の溶解を可能にし、別の健康な組織への過度の熱的損傷なしに比較的純粋な溶解を引き起こすことができる。エキシマレーザは、フッ化アルゴン又は塩化クリプトン及び希土類ガスの組み合わせである。この組み合わせは、非常に短い波長、したがって、非常に高いエネルギの光子を有するレーザビームを形成する。血管内治療のためのエキシマカテーテルは、米国においてSpectranetics Corporationによって現在製造されている。エネルギ出力は、冠状又は末梢動脈のアテローム動脈硬化組織を切除するために、６０ｍＪ／ｍｍ２、４０ヘルツのフルエンスを有する。

ある態様によれば、本発明のシステム及び方法は、体管腔内の適切な治療部位を決定するために及び／又は閉塞溶解治療の効果を評価する（すなわち、閉塞が除去された後の血流を評価する）ために機能的流れデータを分析することを提供する。この分析は、血管内の閉塞を示す血管内の圧力及び流量（flow）の閾値に基づき得る。例えば、閾値は、狭窄、血管収縮又は他の血管損傷を示す許容できるデータ範囲を示すように定められ得る。加えて、閾値は、正常又は異常のような血管内の場所を分類するように定められ得る。加えて、閾値は、正常と異常との間の中間範囲を定め得る。１つの実施形態では、機能的流れデータのためのパラメータは、冠動脈血流予備能、冠血流予備量比、圧力−容積（Ｐ−Ｖ）曲線／ループ、又はそれらの組み合わせに対するレベルを含む。能的流れ測定値に関連する閾値及び機パラメータは、機能的流れ要素に関連付けられるソフトウェアによって自動的に決定され得る又は管腔内装置を走査している医者によって手動で決定され得る。

冠動脈血流予備能は、正常な流量に対する充血を伴う最大の冠状動脈流量の比として定義される。冠動脈血流予備能は、最大運動に応じて血流を増加させる心筋の能力を表す。２以上の比は、正常と見なされる。異常ＣＦＲ（２未満の比）は、狭窄、血栓、微小動脈の異常な収縮、及びそれらの組み合わせを示す。冠動脈血流予備能は、流れの速度を測定する。冠血流予備量比は、血管の収縮のレベル又は血管内の血栓若しくは狭窄の存在が心筋への酸素供給を妨げるかどうかを決定するために血管の部分を横切る圧力差を測定する。具体的には、冠血流予備量比は、検査下の血管の部分に近位の圧力のレベルに対する検査下の血管の部分に遠位の圧力のレベルの比である。しばしば、０．７５から０．８０のカットオフポイントが使用されており、そこでは、高い値は、重大でない狭窄又は収縮を示し、低い値は、重大な狭窄及び障害を示す。

Ｐ−Ｖループは、心臓力学（cardiac mechanics）を理解するための構成を提供する。このようなループは、左心室内の圧力及び容積のリアルタイム測定によって生成されることができる。一回拍出量、心拍出量、駆出率、心筋収縮性等のような幾つかの生理学的に関連する血流力学パラメータは、これらのループから決定されることができる。左心室に関するＰ−Ｖループを生成するために、ＬＶ圧が、１つの心周期の間に多数の時点でＬＶ容積に対してプロットされる。狭窄又は収縮の存在は、正常なＰ−ＶループからＰ−Ｖループの曲線／形状を変更し得る。

特に、冠血流予備量比（ＦＦＲ）、冠動脈血流予備能（ＣＦＲ）及び組み合わされたＰ−Ｖ曲線のような、圧力低下−速度関係に関する、遠位圧力及び速度測定が、狭窄の重大性に関する情報を明らかにする。例えば、使用中、機能的流れ装置は、狭窄の遠位側の位置まで進められ得る。圧力及び流速が、その後、第１の流れ状態で測定され得る。次に、流量は、例えば、アデノシンのような薬の使用によって、著しく増加し得るとともに、圧力及び流量が、この第２の、充血性の、流れ状態で測定される。これらの２つの流れ状態での圧力及び流量の関係は、次に、狭窄の重大性を評価するために及び任意の冠動脈インターベンションのための改良されたガイダンスを提供するために、比較される。同じ位置及び同じ時間での圧力及び流量測定を組み合わされた圧力／流量ガイドワイヤで行う能力は、これらの圧力−速度ループの精度を向上させ、したがって、診断情報の精度を向上させる。

冠動脈血流予備能、冠血流予備量比、及びＰ−Ｖループは、動脈内の異なる位置で取られた測定値を必要とし得る。これらのパラメータのための測定値を提供するために、本発明のシステム及び方法は、脈管構造内の機能的流れセンサの大２の位置に対する機能的流れセンサの第１の位置での圧力および流量を評価する。例えば、第１の位置は、検査下の血管のセグメントの遠位であり、第２の位置は、血管のこのセグメントの近位である。２つの位置に渡って得られた測定値は次に、１又は複数の閾値に対して評価され、この閾値は、閉塞が体管腔内に存在するかどうかを決定するために使用され得る。

例示的な圧力センサ及び流量センサは、米国特許6,106,476、5,125,137、6,551,250及び5,873,835に記載されている。ある実施形態では、圧力センサは、米国特許6,106,476に記載されたＭＥＭＳセンサのような、微小電気機械（ＭＥＭＳ）圧力センサである。

論じたように、本発明の管腔内装置は、（イメージング要素２０２、２０５、及び２０８のような）１又は複数のイメージング要素を含み得る。適切なイメージング要素は、以下に記載される。典型的には、イメージング要素は、イメージングアセンブリの構成要素である。任意のイメージングアセンブリが、光音響イメージング装置及び血管内超音波（ＩＶＵＳ）のような、本発明の装置及び方法とともに使用され得る。イメージング要素は、イメージングデータを形成するイメージング表面に又は同イメージング表面から信号を送信及び受信するために使用される。管腔内装置１０のいずれか１つの構成要素のイメージング要素は、いずれの他の構成要素とも異なり得る。例えば、管状ボディ１２のイメージング要素は、細長いコア３４又は細長い部材２１９のイメージング要素と異なり得る。

任意のイメージングアセンブリが、光音響イメージング装置、血管内超音波（ＩＶＵＳ）又は光干渉断層撮影（ＯＣＴ）のような、本発明の装置及び方法とともに使用され得る。イメージング要素は、前方視イメージング要素又は側方視イメージング要素であり得る。イメージング要素は、イメージングデータを形成するイメージング表面に又は同イメージング表面から信号を送信及び受信するために使用される。以下に記載されるイメージング要素の全ては、電力を供給するとともにイメージング要素への及びイメージング要素からのデータ送信を可能にする信号線に結合され得る。典型的には、信号線は、コンピュータのような、イメージングシステムに結合される。信号線は、腔内弁カテーテルシステムの構成要素に既に存在している管腔を通って経路を定められ得る。代替的には、構成要素は、特に管腔を考慮して設計されることができ、この管腔中に、１又は複数の信号線がそこを通って経路を定められる。多管腔カテーテル構成要素の創作は、技術分野で知られている。

イメージングアセンブリは、血管内超音波（ＩＶＵＳ）イメージングアセンブリであり得る。ＩＶＵＳは、遠位端部に取り付けられた超音波プローブを使用する。超音波プローブは、典型的には、円周方向に配置されたトランスデューサのアレイである。しかし、イメージング要素が回転トランスデューサであり得ることも想定される。例えば、穿刺要素が、穿刺要素の回転を可能にするように回転駆動シャフトに結合されるとき、イメージング要素は回転トランスデューサであり得る。カテーテルの近位端部は、コンピュータ化された超音波装置に取り付けられる。ＩＶＵＳイメージング要素は（すなわち、超音波プローブ）は、超音波エネルギ（例えば、２０−５０ＭＨｚ範囲）で組織を撮像するトランスデューサ及び血管内画像を作るために返されたエネルギ（エコー）を収集するイメージコレクタ（image collectors）を含む。イメージングトランスデューサ及びイメージングコレクタは、カテーテルの長さを通って伸びるとともにコンピュータ化された超音波装置に結合された信号線に結合される。

ＩＶＵＳイメージングアセンブリは、超音波エネルギを発生させるとともにエコーを受信し、そこから血管の薄いセクションのリアルタイム超音波画像が生成される。イメージング要素のイメージングトランスデューサは、２０−５０ＭＨｚで音響エネルギを発生させる圧電構成要素から構成される。イメージング要素のイメージングコレクタは、血管構造から反射した超音波エネルギを受信する別々の圧電要素を有する。イメージングアセンブリの代替実施形態は、例えば、パルス超音波を使用することによって、超音波エネルギを発生及び受信するための同じ圧電構成要素を使用し得る。すなわち、イメージングトランスデューサ及びイメージングコレクタは、同じである。他の代替実施形態は、ノイズに対する信号を増加させるために、超音波吸収材料及び超音波レンズを組み込み得る。

ＩＶＵＳデータは、典型的には、セグメントで集められ、そこでは、各セグメントは、ＩＶＵＳ画像の角度部分（angular portion）を示す。したがって、それは、血管対象物（vascular object）の全断面を撮像するために複数のセグメント（又はＩＶＵＳデータのセット）を要する。さらに、ＩＶＵＳデータの複数のセットは、典型的には、血管対象物の中の複数の位置から（例えば、血管内を通って直線的にトランスデューサを動かすことによって）集められる。データのこれらの複数のセットは、次に、複数の二次元（２Ｄ）画像又は１つの三次元（３Ｄ）画像を作るために使用されることができる。

ＩＶＵＳイメージングアセンブリ及びＩＶＵＳデータの処理は、例えば、Yockの米国特許第4,794,931号、第5,000,185号、及び第5,313,949号；Sieben他の米国特許第5,243,988号、及び第5,353,798号；Crowley他の米国特許第4,951,677号；Pomeranzの米国特許第5,095,911号、Griffith他の米国特許第4,841,977号、Maroney他の米国特許第5,373,849号、Born他の米国特許第5,176,141号、Lancee他の米国特許第5,240,003号、Lancee他の米国特許第5,375,602号、Gardineer他の米国特許第5,373,845号、Seward 他のMayo Clinic Proceedings 71(7):629-635 (1996)、Packer他のCardiostim Conference 833 (1994), "Ultrasound Cardioscopy," Eur. J.C.P.E. 4(2):193 (June 1994)、Eberle他の米国特許第5,453,575号、Eberle他の米国特許第5,368,037号、Eberle他の米国特許第5,183,048号、Eberle他の米国特許第5,167,233号、Eberle他の米国特許第4,917,097号、Eberle他の米国特許第5,135,486号、米国特許出願公開第2009/0284332号；米国特許出願公開第2009/0195514 A1号；米国特許公開第2007/0232933号；及び米国特許出願公開第2005/0249391号並びに管腔内超音波装置及びモダリティに関する分野で良く知られた他の参考文献に、さらに詳細に記載されている。

他の実施形態では、イメージングアセンブリは、光干渉断層撮影イメージングアセンブリであり得る。ＯＣＴは、小型化された近赤外線光放出プローブを使用する医療イメージング方法である。光学信号取得及び処理方法として、それは、光散乱媒質（例えば、生物組織）の中から、マイクロメートル分解能の３次元画像を取り込む。近年、冠動脈疾患を診断するのを支援するために介入心臓病学で使用され始めている。ＯＣＴは、内側、例えば、血管から見るために干渉計技術の適用を可能にし、生きている個人の血管の内皮（内壁）を可視化する。

ＯＣＴシステム及び方法は、概して、Castella他、米国特許第8,108,030号、Milner他、米国特許公開第2011/0152771号、Condit他、米国特許公開第2010/0220334号、Castella他、米国特許公開第2009/0043191号、Milner他、米国特許公開第2008/0291463号、及びKemp, N、米国特許公開第2008/0180683号に記載されており。これらのそれぞれの内容は、その全体が参照により援用される。

ＯＣＴでは、光源が、標的組織を撮像するためにイメージング装置に光のビームを供給する。光源は、脈動光源若しくはレーザ、連続波光源若しくはレーザ、波長可変レーザ、広帯域光源、又はマルチ波長可変レーザ（multiple tunable laser）を含むことができる。光源の中には、光増幅器及びユーザが増幅されることになる波長を選択することを可能にする波長可変フィルタがある。医療用途で一般に使用される波長は、例えば、約８００ｎｍから約１７００ｎｍの間の、近赤外光を含む。

本発明の態様は、ＯＣＴシステムからイメージングデータを得ることができ、時間領域又は周波数（高解像度）領域のいずれかで動作するＯＣＴシステムを含む。時間領域ＯＣＴと周波数領域ＯＣＴとの間の基本的な差は、時間領域ＯＣＴでは、走査機構が可動ミラーであり、この可動ミラーは、画像取得中に時間に応じて走査される。しかし、周波数領域ＯＣＴでは、動く部品が無く、画像は周波数又は波長に応じて走査される。

時間領域ＯＣＴシステムでは、干渉スペクトルが、参照経路を変化させ且つサンプル内の反射による多数の光学経路と適合させるように、参照ミラーのような走査機構を、長手方向に動かすことによって得られる。反射率（reflectivity）を与える信号は、時間にわたってサンプリングされ、特定の距離を移動する光は、検出器において干渉を作る。サンプルを横切って走査機構を横に（又は回転して）動かすことは、２次元及び３次元画像を生成する。したがって、本発明のためのＯＣＴは、回転可能な細長い部材２１９（図３Ａ−３Ｂ）又は回転可能な内側コア３４と共に使用するのに適する。

周波数領域ＯＣＴでは、光周波数の範囲を放射することができる光源は、干渉計を励起させ、干渉計は、サンプルから戻る光を同じ光源からの光の参照ビームと結合させ、結合された光の強度が、干渉スペクトルを形成するように、光周波数の関数として記録される。干渉スペクトルのフーリエ変換が、サンプル内の深さに沿った反射率分布を提供する。

周波数領域ＯＣＴの幾つかの方法が、文献に記載されている。ときおり「スペクトルレーダ（Spectral Radar）」とも呼ばれる（Optics letters, Vol. 21, No. 14 (1996) 1087-1089）、スペクトル領域ＯＣＴ（ＳＤ−ＯＣＴ）では、回折格子又はプリズム又は他の手段が、干渉計の出力をその光周波数成分に分散させるために使用される。これらの分離された成分の強度は、光検出器のアレイを使用して測定され、各検出器は、光周波数又は光周波数の分別範囲を受ける。これらの光検出器からの測定値のセットは、干渉スペクトルを形成し（Smith, L. M. and C. C. Dobson, Applied Optics 28: 3339-3342）、散乱体への距離は、パワースペクトル内の波長依存しま間隔によって決定される。ＳＤ−ＯＣＴは、深さの走査が必要でないように、光検出器のアレイの１つの露出を分析することによって照明軸に沿って存在する複数の散乱の距離及び散乱強度の決定を可能にしている。典型的には、光源は、同時に広範囲の光周波数を放射する。

代替的には、掃引光源ＯＣＴ（swept-source OCT）では、干渉スペクトルが、光源の光周波数が光周波数の範囲を通じて掃引される、調整可能な光周波数を持つ光源を使用すること、及び掃引の間に時間の関数として干渉光強度を記録することによって、記録される。掃引光源ＯＣＴの例が、米国特許第5,321,501号に記載されている。

一般的に、時間領域システム及び周波数領域システムはさらに、システムの光学レイアウト：共通ビーム経路システム及び差動ビーム経路システム、に基づくタイプでさらに変わることができる。共通ビーム経路システムが、参照信号及びサンプル信号を生成するように１つの光ファイバを通じて全ての生成される光を送る一方、差動ビーム経路システムは、光の一部がサンプルに向けられ且つ他の部分が参照面に向けられるように、生成された光を分割する。共通ビーム経路システムは、米国特許第7,999,938号；米国特許第7,995,210号；及び米国特許第7,787,127号に記載され、差動ビーム経路は、米国特許第7,783,337号；米国特許第6,134,003号；及び米国特許第6,421,164号に記載され、これらのそれぞれの内容は、その全体が本明細書に参照により援用される。

さらに他の実施形態では、イメージングアセンブリは、光音響イメージング装置である。光音響イメージング装置は、イメージング信号を送受信するための少なくとも１つのイメージング要素を含む。１つの実施形態では、イメージング要素は、少なくとも１つの音響−光トランスデューサを有する。ある実施形態では、音響−光トランスデューサは、光ファイバの中のファイバブラッググレーティングである。加えて、イメージング要素は、１又は複数のファイバブラッググレーティング（音響−光トランスデューサ）及び１又は複数の他のトランスデューサを持つ光ファイバを含み得る。少なくとも１つの他のトランスデューサは、イメージングのために音響エネルギを発生させるために使用され得る。音響発生トランスデューサは、電気−音響トランスデューサ又は光−音響トランスデューサであることができる。本発明の装置での使用に適するイメージング要素は、以下により詳細に記載される。

イメージングのためのファイバブラッググレーティングが、光ビームによって取られた２つの経路の間の干渉を測定するための手段を提供する。部分的に反射するファイバブラッググレーティングが，光の入射ビームを分割するために使用され、ここでは、ビームの一方は、一定に保たれる（一定経路）である経路に沿って進み、他の部分は、変化を検出するための経路（変化経路）を進む。経路が次にビームの任意の干渉を検出するために結合される。経路が同一である場合、２つの経路は元のビームを形成するように結合される。経路が異なる場合、２つの部分は、互いに加算又は減算され、干渉を形成する。ファイバブラッググレーティング要素はしたがって、受信した超音波又は音響エネルギに基づいて一定経路と変化経路との間の変化波長を検知することができる。検出された光信号干渉は、任意の従来の手段を使用して画像を生成するために使用されることができる。

例示的な光−音響イメージングアセンブリは、米国特許第6,659,957号、及び第7,527,594号、第7,245.789号、第7447,388号、第7,660,492号、第8,059,923号並びに米国特許出願公開第2008/0119739号、第2010/0087732号及び第2012/0108943号により詳細に開示されている。

ある実施形態では、イメージング要素は、バルーンの表面の下又は同表面上に配置される。

イメージング要素は、側方視イメージング要素、前方視イメージング要素、又はそれらの組み合わせであり得る。前方視超音波アセンブリの例は、米国特許第7,736,317号、第6,780,157号、及び第6,457,365号、並びにYao Wang、Douglas N. Stephens、及びMatthew O’Donnellie、 “Optimizing the Beam Pattern of a Forward-Viewing Ring-Annular Ultrasound Array for Intravascular Imaging”、Transactions on Ultrasonics, Rerroelectrics, and Frequency Control, vol. 49, no. 12, December 2002に記載されている。前方視光干渉断層撮影アセンブリの例は、米国特許出願公開第2010/0220334号、Fleming C. P.,Wang H., Quan, K. J.、及びRollins A. M., “ Real-time monitoring of cardiac radio-frequency ablation lesion formation using an optical coherence tomography forward-imaging catheter. ,” J. Biomed. Opt. 15, (3 ), 030516-030513 ((2010))、及びWang H, Kang W, Carrigan T, et al; In vivo intracardiac optical coherence tomography imaging through percutaneous access: toward image-guided radio-frequency ablation. J. Biomed. Opt. 0001;16(11):110505-110505-3, doi:10.1117/1.3656966に記載されている。ある態様では、イメージングアセンブリは、側視及び前方視能力の両方を含む。これらのイメージングアセンブリは、イメージングアセンブリが前方視イメージング信号と側視イメージング信号との間を分離することを可能にする異なる周波数を利用する。例えば、イメージングアセンブリは、側部イメージングポートが主に側視周波数に敏感であるようにかつ前方視イメージングポートが主に前方視周波数に敏感であるように、設計される。このタイプのイメージング要素の例は、米国特許第7,736,317号、第6,780,157号、及び第6,457,365号に記載されている。

図１１乃至１２Ｃは、管腔内装置１０を使用するための方法を示す。図１１に示されるように、典型的な血管形成術で使用されるガイドワイヤと同様のガイドワイヤ８４が、患者の血管８６を通って血餅９０を含む治療部位８８に向かられる。ガイドワイヤは、イメージング及び／又は圧力検知ガイドワイヤであることができ、これらの両方は技術分野で知られている。例えば、Volcano Corp. (San Diego, CA)から入手できる、FLOWIRE（登録商標）Doppler Guide Wireは、先端取付超音波トランスデューサを有し、診断血管造影法及び／又は介入処置の間に血流速度を測定するために、冠状及び周辺血管両方を含む、全ての血管で使用されることができる。FLOWIRE（登録商標）のような、先行されるガイドワイヤが、記載された発明で使用されることができる。

ガイドワイヤ８４は、血餅９０を通って方向付けられる。適切な血管８６は、限定されるものではないが、体の大きい周辺及び小さい脳血管を含む。加えて、上述のように、管腔内装置１０はまた、様々なイメージング応用における又は他の体の部分の他の病気の治療及び／又は診断のための応用における有用性を有する。

図１２Ａに示されるように、管状ボディ１２は、従来のオーバーザワイヤ（over-the-guidewire）技法を使用してガイドワイヤ８４の上をスライドするとともに前進する。管状ボディ１２のイメージング要素２０５は、管状ボディが前進するときの血管表面のリアルタイム画像を得るために使用され得る。得られたイメージングデータは、血餅９０の位置を決定するために使用され得る。加えて又は代替として、機能的流れ要素２０７が、血餅９０の位置を決定するために使用され得る。管状ボディ１２は、管状ボディ１２のエネルギ供給セクション１８が血餅９０に配置されるまで進められる。管状ボディ１２の遠位端部に加熱要素を含む態様によれば、加熱要素は、管状ボディ１２が、エネルギ供給セクション１８が血餅９０の中に位置するまで進められ得るように、管腔内装置１０の前の血餅９０を切除するために使用され得る。ある実施形態では、放射線不透過性マーカ（図示せず）が、治療部位８８の中の管状ボディ１２の位置決めを支援するために管状ボディ１２のエネルギ供給セクション１８に沿って配置される。

図１２Ｂに示されるように、ガイドワイヤ８４はその後、管状ボディ１２静止して保持しながらカテーテル１０の近位領域からガイドワイヤ８４を引くことによって、管状ボディ１２から引き出される。これは、管状ボディ１２を治療部位８８に配置されたままにする。

図１２Ｃに示されるように、内側コア３４がその後、超音波アセンブリが管状ボディ１２のエネルギ供給セクション１８の中に少なくとも部分的に配置されるまで、管状ボディ１２の中に挿入される。いったん内側コア３４が適切に位置決めされると、超音波アセンブリ４２は、エネルギ供給セクション１８を通って血餅９０に超音波エネルギを供給するように作動される。上述のように、１つの実施形態では、適切な超音波エネルギは、約２０ｋＨｚから約２０ＭＨｚの間の周波数で供給される。

ある実施形態では、超音波アセンブリ４２は、おおよそ３０ｃｍから５０ｃｍの間の長さに渡って間隔を置いて配置された６０の超音波放射部材４０を有する。このような実施形態では、カテーテル１０は、治療の間にカテーテル１０の運動又は最位置決めを必要とすることなしに細長い血餅９０を治療するために使用されることができる。しかし、変更された実施形態では、内側コア３４が、治療の間に管状ボディ１２の中で動かされる又は回転されることができることが理解されるであろう。このような運動は、バックエンドハブ３３静止して保持しながら内側コア３４の近位ハブ３７を操作することによって達成されることができる。

再び１２Ｃを参照すると、矢印４８は、冷却流体が、冷却流体管腔４４を通ってそして遠位出口ポート２９の外に流れることを示している。同様に、矢印４９は、治療用化合物が、流体供給管腔３０を通って、そして流体供給ポート５８から治療部位８８に流れることを示している。

冷却流体は、超音波エネルギの供給の前に、同供給後に、同供給中に又は同供給とともに断続的に供給されることができる。同様に、治療用化合物は、超音波エネルギの供給の前に、同供給後に、同供給中に又は同供給とともに断続的に供給されることができる。加えて、イメージング要素２０５は、超音波治療の進行を撮像するために使用されることができ、機能的流れ要素２０７は、超音波治療後に血流の回復を検証するために使用されることができる。したがって、図１１乃至１２Ｃに示されたステップは、上述のものとは異なる様々な順番で実行されることができる。

治療用化合物及び超音波エネルギは、好ましくは、血餅９０が部分的に又は完全に溶解されるまで適用され、これは、イメージング要素２０５又は機能的流れ要素２０７で確認され得る。いったん血餅９０が、所望の程度溶解されると、管状ボディ１２及び内側コア３４は、治療部位８８から引き出される。

ある態様によれば、機能的流れ要素及び／又はイメージングアセンブリから収集されたデータは、処理及びユーザインタフェースへの処理されたデータの引き渡しのための、イメージングエンジン、機能的流れエンジン、又は組み合わされたイメージング／機能的流れエンジンに送信される。イメージング及び機能的流れエンジン（複数可）は、ＯＣＴ若しくは超音波イメージングシステム、機能的流れシステム、又はそれらの組み合わせのような、イメージングシステムの一部であり得る。本発明のカテーテルシステムとともに使用するために適切な組み合わされたイメージング／機能的流れシステムは、Volcano Corporation, CAからのＩＶＵＳ 及びＦＦＲを持つVolcano s5/s5iイメージングシステムである。システムはまた、処置中に機能的流れ及びイメージングアセンブリを制御するために使用され得る。

加えて、イメージング及び機能的流れエンジン（複数可）は、ユーザインタフェースに結合され得る。ユーザインタフェースは、イメージング／機能的流れシステムに組み込まれ得る。例えば、ユーザは、イメージングアセンブリ及び／又は機能的流れ要素から受信した画像を見るために、視覚インターフェースと対話する。ユーザからの入力（例えば、パラメータ又は選択）は、電子装置のプロセッサによって受信される。選択は、可視表示にレンダリングされることができる。

イメージング要素及び機能的流れセンサを制御するように構成された例示的なシステムが、図１８に示される。図１８に示されるように、イメージング及び機能的流れエンジン（複数化）８５９は、ネットワーク４０９を通じてホストワークステーション４３３並びにオプションでサーバ４１３と通信する。イメージング及び機能的流れエンジンのデータ取得要素８５５（ＤＡＱ）は、イメージング要素及び／又は機能的流れ要素から収集されたデータを受信する。エンジン８５９は、必要な計算を実行し、表示及びユーザインタラクションのために必要なデータに処理する。幾つかの実施形態では、オペレータは、システム４００を制御するために又は画像を受信するためにコンピュータ４４９又はターミナル４６７を使用する。画像は、Ｉ／Ｏ４５４、４３７、又は４７１を使用して表示されることができ、これらのＩ／Ｏはモニタを含み得る。任意のＩ／Ｏが、例えば、データが、任意の有形の、非一時的メモリ４６３、４４５、４７９、又は４２９に格納されることを生じさせるプロセッサ４２１、４５９、４４１、又は４７５のいずれかと通信するための、キーボード、マウス又はタッチスクリーンを含み得る。サーバ４１３は、概して、ネットワーク４０９を通じた通信を実施するための又はデータをデータファイル４１７に書きこむためのインタフェースモジュール４２５を含む。

コンピュータプログラムの実行に適したプロセッサは、例として、汎用又は専用両方のマイクロプロセッサ、並びに任意の種類のデジタルコンピュータのいずれか１又は複数のプロセッサを含む。概して、プロセッサは、リードオンリメモリ又はランダムアクセスメモリ又は両方から指令及びデータを受信する。コンピュータの必須要素は、指令を実行するためのプロセッサ並びに指令及びデータを格納するための１又は複数のメモリデバイスである。一般的に、コンピュータはまた、データを格納するための１又は複数の大容量記憶装置、例えば、磁気、光磁気ディスク、又は光ディスク等を含む、又は、同大容量記憶装置からデータを受信するように又は同大容量記憶装置にデータを送信するように、又は両方をするように動作可能に結合される。コンピュータプログラム指令及びデータを実装するのに適した情報担体は、不揮発性目メモリの全ての形態を含み、例として、半導体メモリデバイス（例えば、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、ソリッドステートドライブ（ＳＳＤ）、及びフラッシュメモリデバイス）；磁気ディスク（例えば、内部ハードディスク又はリムーバブルディスク）；光磁気ディスク；及び光ディスク（例えば、ＣＤ及びＤＶＤディスク）を含む。プロセッサ及びメモリは、専用論理回路によって補われる又は専用論理回路に組み込まれる。

ユーザとの対話を提供するために、カテーテルシステム（例えば、イメージングアセンブリ及び機能的流れ要素）の制御並びにイメージングアセンブリ及び機能的流れ要素から収集されたデータの操作は、Ｉ／Ｏデバイス、例えば、ＣＲＴ、ＬＣＤ、ＬＥＤ、又はユーザに情報を表示するための投射装置並びにそれによってユーザが入力をコンピュータに提供することができるキーボード及びポインティングデバイス（例えば、マウス又はトラックボール）のような入出力装置を有するコンピュータ上で実装されることができる。他の種類の装置が、同様にユーザとの対話を提供するために使用されることができる。例えば、ユーザに提供されるフィードバックは、感覚フィードバック（例えば、視覚フィードバック、聴覚フィードバック、又は触覚フィードバック）の任意の形態であることができ、ユーザからの入力は、音響、音声、又は触覚入力を含む、任意の形態で受信されることができる。

カテーテルシステム（例えば、イメージングアセンブリ及び機能的流れ要素）の制御並びにイメージングアセンブリ及び機能的流れ要素から収集されたデータの操作は、バックエンドコンポーネント（例えば、データサーバ４１３）、ミドルウェアコンポーネント（例えば、アプリケーションサーバ）、又はフロントエンドコンポーネント（例えば、それを通じてユーザが本明細書に記載された主題の実装と対話することができるグラフィカルユーザインタフェース４５４又はウェブブラウザを有するクライアントコンピュータ４４９）、又はこのような、バックエンド、ミドルウェア、及びフロントエンドコンポーネントの任意の組み合わせを含むコンピューティングシステムに実装されることができる。システムの構成要素は、デジタルデータ通信の任意の形態又は媒体、例えば、通信ネットワークによって、ネットワーク４０９を通じて相互接続されることができる。通信ネットワークの例は、セルネットワーク（例えば、３Ｇ又は４Ｇ）、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ），ワイドエリアネットワーク（ＷＡＮ）、例えばインターネットを含む。

イメージングアセンブリ及び／又は機能的流れ要素から収集されたデータの処理及びユーザ操作は、エンジン８５９上で動いている１若しくは複数のコンピュータプログラム並びに／又はエンジン８５９に関連付けられる１若しくは複数のプロセッサ（４１３、４５９、４３３、４７５）によって実装され得る。１又は複数のコンピュータプログラム製品は、イメージング及び機能的流れデータ処理システム（例えば、プログラム可能プロセッサ、コンピュータ又は複数のコンピュータ）の動作の実行のために、又は同動作を制御するように、情報担体に有形に具体化された１又は複数のコンピュータプログラムを含む。コンピュータプログラム（プログラム、ソフトウェア、ソフトウェアアプリケーション、アプリ、マクロ、又はコードとしても知られる）は、コンパイラ型又はインタプリタ型言語（例えば、Ｃ、Ｃ＋＋、Ｐｅｒｌ）を含む、任意の形態のプログラミング言語で書かれることができ、それは、スタンドアローンプログラム若しくはモジュール、コンポーネント、サブルーチン、又はコンピューティング環境での使用に適する他のユニットを含む、任意の形態で、展開されることができる。本発明のシステム及び方法は、技術分野で知られている任意の適切なプログラミング言語で書かれた指令を含むことができ、限定ではなく、Ｃ、Ｃ＋＋、Ｐｅｒｌ、Ｊａｖａ（登録商標）、ＡｃｔｉｖｅＸ、ＨＴＭＬ、Ｖｉｓｕａｌ Ｂａｓｉｃ、又はＪａｖａＳｃｒｉｐｔ（登録商標）を含む。適切なコンピュータプログラムは、Volcano CorporationのIVUS IMAGING: VH（登録商標）IVUS Imaging System and FUNCTIONAL MANAGEMENT: ComboMap（登録商標）Pressure and Flow Systemを含む。

コンピュータプログラムは、必ずしもファイルに対応するわけではない。プログラムは、他のプログラム又はデータを保持するファイル４１７の一部に、問題になっているプログラム専用の１つのファイルに、又は複数の協調ファイルに格納されることができる。コンピュータプログラムは、１つのサイトで１つのコンピュータ上で又は複数のコンピュータ上で実行されるように展開されることができる又は多数のサイトに渡って分散されるとともに通信ネットワークによって相互接続されることができる。

ファイルは、例えば、ハードドライブ、ＳＳＤ、ＣＤ、又は他の有形の、非一時的媒体に格納される、デジタルファイルであることができる。ファイルは、１つのデバイスから他にネットワーク４０９を通じて（例えば、サーバからクライアントに、例えば、ネットワークインタフェースカード、モデム、ワイヤレスカード、又は同様のものを通じて送信されるパケットとして）送信されることができる。

本発明によるファイルを書き込むことは、有形の、非一時的コンピュータ可読媒体を、例えば、粒子を追加、除去、又は再配置することによって（例えば、正味電荷又は双極子モーメントを読取／書込ヘッドによって磁化のパターンに）変換させることを含み、パターンは、その後、ユーザによって望まれる、及びユーザに有用である、目標の物理現象に関する情報の新しい配列を示す。幾つかの実施形態では、書き込むことは、有形の、非一時的コンピュータ可読媒体の材料の物理的変換（例えば、光学読込／書込装置がその後情報の新しく且つ有用な配列を読むことができるようにある光学特性を伴う、例えば、ＣＤ−ＲＯＭを焼く）を含む。幾つかの実施形態では、ファイルを書き込むことは、ＮＡＮＤフラッシュメモリデバイスのような物理的なフラッシュメモリ装置を変換すること及びフローティングゲートトランジスタから作られたメモリセルのアレイの物理的要素を変換することによって情報を格納することを含む。ファイルを書き込む方法は、例えば、技術分野で良く知られており、手動で又はプログラムによって又はソフトウェアからのセーブコマンド若しくはプログラミング言語からの書込みコマンドによって、自動的に起動される。

（参照による援用）
特許、特許出願、特許公開、雑誌、書籍、論文、ウェブコンテンツのような、他の文献の参照及び引用が、本開示の全体にわたって成されている。全てのこのような文献は、全ての目的のためにそれらの全体が参照により本明細書に援用される。

（均等物）
本発明の様々な修正形態及びそれらの多くのさらなる実施形態は、本明細書に図示され且つ記載されたものに加えて、本明細書で引用される科学文献及び特許文献への参照を含む、この文書の全内容から当業者に明らかになるであろう。本明細書の主題は、様々な実施形態及びそれらの均等物における本発明の実施に適合されることができる重要な情報、例証及び手引きを含む。

Claims (52)

1. 体管腔を評価するとともにそこに治療を加えるためのカテーテルシステムであって：
   第１の管腔を画定するとともに遠位部分を有する細長いボディ；
   前記第１の管腔の中への挿入のために構成される内側部材であって、治療エネルギを治療部位に供給するように構成されるエネルギ源を有する、内側部材；及び
   前記細長いボディの前記遠位部分に位置するイメージングアセンブリ；を有する、
   カテーテルシステム。
2. 前記エネルギ源は、音響エネルギ源である、
   請求項１に記載のカテーテルシステム。
3. 前記治療エネルギは、超音波エネルギである、
   請求項１に記載のカテーテルシステム。
4. 前記内側部材は、前記治療エネルギを供給しながら、前記細長いボディの中で並進移動するように構成される、
   請求項１に記載のカテーテルシステム。
5. 前記内側部材は、前記治療エネルギを供給しながら、前記細長いボディの中で回転するように構成される、
   請求項１に記載のカテーテルシステム。
6. 前記細長いボディは、前記細長いボディの前記遠位部分上の開口と前記細長いボディの近位部分上のポートとの間に流体経路を提供する供給管腔を画定する、
   請求項１に記載のカテーテルシステム。
7. 前記供給管腔は、前記細長いボディの前記遠位部分に位置する複数の開口と流体連通する、
   請求項６に記載のカテーテルシステム。
8. 前記体管腔の中の機能的流れデータを受信するように構成されるデータ収集装置をさらに有する、
   請求項１に記載のカテーテルシステム。
9. 前記データ収集装置は、フローセンサ、圧力センサ、及びそれらの組み合わせからなるグループから選択される、
   請求項８に記載のカテーテルシステム。
10. 前記イメージングアセンブリは、光音響トランスデューサ及び超音波トランスデューサからなるグループから選択される、
    請求項１に記載のカテーテルシステム。
11. 前記超音波トランスデューサは、アレイベースのトランスデューサである、
    請求項１０に記載のカテーテルシステム。
12. 前記超音波トランスデューサは、前方視トランスデューサである、
    請求項１０に記載のカテーテルシステム。
13. 前記内側部材は、第２のイメージングアセンブリを有する、
    請求項１に記載のカテーテルシステム。
14. 血管を評価するための及びそこに治療を加えるための方法であって：
    カテーテルシステムを提供するステップであって、
    第１の管腔を画定するとともに遠位部分を有する細長いボディ；
    前記第１の管腔の中に移動可能に配置される内側部材であって、治療エネルギを供給するように構成されるエネルギ源を有する、内側部材；及び
    前記細長いボディの前記遠位部分に位置するイメージングアセンブリ；を有する、
    カテーテルシステムを提供するステップ；
    カテーテルシステムを血管の中に導入するステップ；
    前記血管の中の生物学的材料を撮像するステップ；並びに
    前記エネルギ源により、治療エネルギを前記生物学的材料に供給するステップ；を有する、
    方法。
15. 前記供給するステップの後に前記血管を撮像するステップをさらに有する、
    請求項１４に記載の方法。
16. 前記生物学的材料に血栓溶解剤を供給するステップをさらに有する、
    請求項１４に記載の方法。
17. 前記血栓溶解剤は、前記細長いボディの供給管腔を通って運ばれ、前記細長いボディの前記遠位部分上に位置する開口を通って前記生物学的材料に供給される、
    請求項１６に記載の方法。
18. 前記カテーテルシステムは、前記細長いボディの前記遠位部分に位置するデータ収集装置をさらに有し、前記方法は、前記データ収集装置により、前記血管の中の機能的流れ測定値を得るステップをさらに有する、
    請求項１４に記載の方法。
19. 前記データ収集装置は、フローセンサ、圧力センサ、又はそれらの組み合わせからなるグループから選択される、
    請求項１８に記載の方法。
20. 前記エネルギ源は、音響エネルギ源である、
    請求項１４に記載の方法。
21. 前記治療エネルギは、超音波エネルギである、
    請求項１４に記載の方法。
22. 前記治療エネルギを供給しながら、前記細長いボディの前記第１の管腔の中で前記内側部材を並進移動させるステップをさらに有する、
    請求項１４に記載の方法。
23. 前記治療エネルギを供給しながら、前記細長いボディの前記第１の管腔の中で前記内側部材を回転させるステップをさらに有する、
    請求項１４に記載の方法。
24. 体管腔を評価するとともにそこに治療を加えるためのカテーテルシステムであって：
    第１の管腔を画定するとともに遠位部分を有する細長いボディ；
    前記第１の管腔の中への挿入のために構成される内側部材であって、治療エネルギを治療部位に供給するように構成されるエネルギ源を有する、内側部材；及び
    前記細長いボディの前記遠位部分に位置する圧力センサ；を有する、
    カテーテルシステム。
25. 前記エネルギ源は、音響エネルギ源である、
    請求項２４に記載のカテーテルシステム。
26. 前記治療エネルギは、超音波エネルギである、
    請求項２４に記載のカテーテルシステム。
27. 前記内側部材は、前記治療エネルギを供給しながら、前記細長いボディの中で並進移動するように構成される、
    請求項２４に記載のカテーテルシステム。
28. 前記内側部材は、前記治療エネルギを供給しながら、前記細長いボディの中で回転するように構成される、
    請求項２４に記載のカテーテルシステム。
29. 前記細長いボディは、前記細長いボディの前記遠位部分に位置する開口と前記細長いボディの近位部分上のポートとの間に流体経路を提供する供給管腔を画定する、
    請求項２４に記載のカテーテルシステム。
30. 前記供給管腔は、前記細長いボディの前記遠位部分で複数の開口と流体連通する、
    請求項２９に記載のカテーテルシステム。
31. 前記圧力センサは、血流、血圧、又はそれらの組み合わせを測定するように構成される、
    請求項２４に記載のカテーテルシステム。
32. 前記圧力センサは、機能的血流を測定するように構成される、
    請求項３１に記載のカテーテルシステム。
33. 前記体管腔の表面を撮像するように構成されるイメージングアセンブリをさらに有する、
    請求項２４に記載のカテーテルシステム。
34. 前記イメージングアセンブリは、光音響トランスデューサ及び超音波トランスデューサからなるグループから選択される、
    請求項３３に記載のカテーテルシステム。
35. 前記超音波トランスデューサは、アレイベースのトランスデューサである、
    請求項３３に記載のカテーテルシステム。
36. 前記超音波トランスデューサは、前方視トランスデューサである、
    請求項３３に記載のカテーテルシステム。
37. 前記圧力センサは、微小電気機械（ＭＥＭＳ）圧力センサである、
    請求項２４に記載のカテーテルシステム。
38. 前記細長いボディの前記遠位部分に位置するフローセンサをさらに有する、
    請求項２４に記載のカテーテルシステム。
39. 体管腔を評価するとともにそこに治療を加えるためのカテーテルシステムであって：
    第１の管腔を画定するとともに遠位部分を有する細長いボディ；
    前記第１の管腔の中への挿入のために構成される内側部材であって、治療エネルギを治療部位に供給するように構成されるエネルギ源を有する、内側部材；及び
    前記細長いボディの前記遠位部分に位置するフローセンサ；を有する、
    カテーテルシステム。
40. 前記エネルギ源は、音響エネルギ源である、
    請求項３９に記載のカテーテルシステム。
41. 前記治療エネルギは、超音波エネルギである、
    請求項３９に記載のカテーテルシステム。
42. 前記内側部材は、前記治療エネルギを供給しながら、前記細長いボディの中で並進移動するように構成される、
    請求項３９に記載のカテーテルシステム。
43. 前記内側部材は、前記治療エネルギを供給しながら、前記細長いボディの中で回転するように構成される、
    請求項３９に記載のカテーテルシステム。
44. 前記細長いボディは、前記細長いボディの前記遠位部分に位置する開口と前記細長いボディの近位部分上のポートとの間に流体経路を提供する供給管腔を画定する、
    請求項３９に記載のカテーテルシステム。
45. 前記供給管腔は、前記細長いボディの前記遠位部分で複数の開口と流体連通する、
    請求項４４に記載のカテーテルシステム。
46. 前記フローセンサは、ドップラフローセンサである、
    請求項３９に記載のカテーテルシステム。
47. 前記フローセンサは、機能的血流を測定するように構成される、
    請求項４６に記載のカテーテルシステム。
48. 前記体管腔の表面を撮像するように構成されるイメージングアセンブリをさらに有する、
    請求項３９に記載のカテーテルシステム。
49. 前記イメージングアセンブリは、光音響トランスデューサ及び超音波トランスデューサからなるグループから選択される、
    請求項４８に記載のカテーテルシステム。
50. 前記超音波トランスデューサは、アレイベースのトランスデューサである、
    請求項４８に記載のカテーテルシステム。
51. 前記超音波トランスデューサは、前方視トランスデューサである、
    請求項４８に記載のカテーテルシステム。
52. 前記フローセンサは、圧電トランスデューサを有する、
    請求項３９に記載のカテーテルシステム。

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