JP2024500359A - レーザー誘導カルシウム破砕のためのシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

患者の動脈内のカルシウムを破砕するための装置、システム、および方法。ある一定の態様は、伸展可能部材と、レーザー光源と、レーザー光源に連結された光ファイバーとを含む。光ファイバーは、レーザー光源からの電磁エネルギーを放出するように構成された1つまたは複数の放出ポイントを具備してもよい。電磁エネルギーは、カルシウムを破砕するために伸展可能部材内の流体を通って伝達されてもよい。

Description

関連出願の相互参照
本出願は、その全内容が参照により本明細書に組み入れられる、2020年12月11日に提出された米国特許仮出願第63/124,357号に対する優先権を主張する。

背景情報
冠動脈のアテローム性動脈硬化は最もよくみられるタイプの心血管疾患であり、米国において毎年数十万人の死をもたらしている。アテローム性動脈硬化におけるカルシウムは冠動脈疾患（CAD）においてよくみられ、冠動脈インターベンション中に問題となる。カルシウムは動脈コンプライアンスを低下させ、心拍出を損ない心血管インターベンションを複雑にする可能性もある。例えば、カルシウムはステントの完全な展開を妨げ、それは死亡率が高いステント血栓症（心臓発作）につながる可能性があるので、処置の複雑性を増大させる。

血管コンプライアンスを増大させ過剰なカルシウムに対処するために現在臨床的に用いられているソリューションには、高圧のバルーン膨張、および、カッティングバルーンによるカルシウムスコアリングが含まれる。しかし、これらのアプローチはさまざまな理由から成功しないことが多い。回転式アテレクトミーシステム（例えば Rotablator（商標））および軌道式アテレクトミーによる冠動脈アテレクトミーはいずれも、管腔表層のカルシウムの除去に適している。しかし、これらのアプローチはより深部のカルシウムには対処できず、したがって、ステントの完全な展開を保証できるだけの充分な血管コンプライアンス増大を常にもたらせるわけではない。これらの技法はまた、技術的に複雑で、時間がかかり、そして、カットによるデブリを微小循環内に送り込んで手技中に心筋梗塞を生じさせる可能性があるので、リスクの増大ももたらす可能性がある。ゆえに、アテローム性動脈硬化のカルシウムの困難さに安全かつ有効な様式で対処することは、完全に展開したステントの留置を含む、心血管系の健康と治療とに関する主要な臨床的課題である。

腎結石処置をベースとする血管内砕石技法が、バルーンカテーテル内部の電極を用いて開発されている。電極はバルーン内の流体を気化して音圧波を生成し、その音圧波は血管の軟部組織を通って伝わり、血管壁内のカルシウムを選択的に破砕する。カルシウムと軟部組織との間で密度および機械特性の差が大きいことにより、軟部組織を未損傷のまま残しながら音圧でカルシウムを破砕することが可能になる。しかし、電極の使用は、利用可能なエネルギーの量と、流体を気化してカルシウム破砕を誘導するためのエネルギーの送達を空間的および時間的に制御する能力とを制限する。電気的アプローチはまた、大きな電圧スパイクをもたらして、電気パルスが送達されるごとに心臓のペーシングを必要とし、それは理想的ではない。

したがって、既存のシステムと方法とに関連するこれらおよび他の制限を克服する、システムおよび方法が望まれる。

概要
アテローム性動脈硬化および他の冠疾患を含む患者コンディションを処置するために血管内カルシウムを効果的に破砕できる可能性について、至急の必要性が認識されている。同様に、心臓弁および大動脈を石灰除去する必要性もまた認識されている。

本開示の例示的態様は、既存のシステムおよび方法に対する独自の利点を提供する。例えば、電磁エネルギー（例えばレーザーエネルギーを含む）を利用してバルーンなどの伸展可能部材内で音圧を生成することによって、より有効な処置を提供できると考えられる。レーザーで生成される圧力振幅は、電極で生成される圧力より一桁大きい。加えて、レーザー照射は、衝撃波生成に対するフレキシブルな時間的制御および空間的制御を可能にする。圧力振幅ならびに時間的および空間的制御の利点は、より大きくかつより効率的なカルシウム破砕を提供するために利用できる。

加えて、レーザーによる衝撃波生成は、圧力を生成する、バルーン内に収容された液体中のキャビテーションまたは気泡形成を、より精密に空間的および時間的に制御できるという利点も有する。レーザーパルスの持続時間を変動させることによって、到着時刻が事前設定された特有の気泡形状もまた形成でき、それは、より予測可能でかつ向上したカルシウム破砕を可能にしうる。加えて、レーザーアプローチは二次パルスの時間生成（time generation）を可能にし、それは治療的恩恵を提供する可能性がある。既存の技法では治療後にカルシウム破砕の有効性を検証するために光学撮像が用いられる可能性があるが、本開示の例示的態様は、カルシウム破砕の有効性をリアルタイムでモニターするためにカルシウム破砕中に撮像を提供できる。本開示の具体的態様は、弁葉を石灰除去して大動脈弁置換術（AVR）または経カテーテル大動脈弁置換術（TAVR）の必要を遅らせるための、石灰化した大動脈狭窄の処置に用いられてもよい。本明細書に説明するアプローチはまた、大動脈内でカルシウム破砕を生じさせるために用いられてもよく、それは、さまざまな疾患コンディションにおいて弾性反跳を向上させ、ゆえに心拡張期の微小循環への血液供給を向上させる。

例示的態様は、以下：伸展可能部材と；レーザー光源と；レーザー光源に連結された光ファイバーであって、レーザー光源からの電磁エネルギーを光ファイバーから放出するように構成された1つまたは複数の放出領域を備え、かつ前記1つまたは複数の放出領域からの電磁エネルギーの放出は、冠血管カルシウム中に破砕を生じさせるように構成される、光ファイバーと、を具備する、冠血管カルシウムを破砕するように構成された装置を含む。ある一定の態様において、伸展可能部材は流体を備え、かつ、放出領域からの電磁エネルギーの放出が、流体中で超音波を生成することによって冠血管カルシウム中に破砕を生じさせるように構成される。特定の態様において、前記1つまたは複数の放出領域は、光ファイバー内の円錐形リリーフとして構成される。いくつかの態様において、光ファイバーは第一の光ファイバーであり；装置は複数の光ファイバーをさらに具備し；かつ、前記複数の光ファイバーのうちの各光ファイバーは、電磁エネルギーを各光ファイバーから放射状パターンで放出するように構成された1つまたは複数の放出領域を具備する。具体的態様において、伸展可能部材はバルーンである。

ある一定の態様において、伸展可能部材は、伸展可能部材内に収容された流体を介して伸展されるように構成される。特定の態様は、伸展可能部材に流体を送達するように構成された第一のポートをさらに具備する。いくつかの態様は、伸展可能部材から流体をドレインするように構成された第二のポートをさらに具備する。具体的態様において、流体は、光ファイバーから電磁エネルギーを吸収し、音響波を生成し、カルシウムに伝搬するように構成される。ある一定の態様において、流体は生理食塩水流体である。特定の態様において、光ファイバーは、電磁エネルギーを放射状パターンで放出するように構成される。いくつかの態様において、電磁エネルギーは約2μmの波長で放出される。具体的態様において、電磁エネルギーは1.5μm～2.5μmの波長で放出される。ある一定の態様は、血管内撮像デバイスをさらに具備する。特定の態様において、血管内撮像デバイスは血管内超音波（IVUS）デバイスである。いくつかの態様において、血管内撮像デバイスは光コヒーレンストモグラフィ撮像（OCT）デバイスである。

例示的態様は、動脈内でカルシウムを破砕する方法であって、以下の段階を含む、方法、を含む：カテーテルを動脈内に挿入する段階；および、カテーテルから電磁エネルギーを放出する段階であって、カルシウムが動脈内に位置し、カテーテルがレーザー光源と光ファイバーとを具備し、流体が光ファイバーを囲み、電磁エネルギーはレーザー光源によって生成され、光ファイバーを囲んでいる流体中で吸収された電磁エネルギーが、動脈壁に入ってカルシウムを破砕する音響波を生じさせるような、段階。

ある一定の態様において、カテーテルは伸展可能部材を具備し、方法は、伸展可能部材を伸展させる段階をさらに具備する。特定の態様において、伸展可能部材は、カテーテルが動脈内に挿入された後、かつカテーテルから電磁エネルギーを放出する前に、伸展される。いくつかの態様において、伸展可能部材は、動脈内に位置するカルシウムの表面に合致するように伸展される。具体的態様において、伸展可能部材は、伸展可能部材内に収容された流体を介して伸展される。ある一定の態様において、カテーテルから放出された電磁エネルギーは、光ファイバーを囲んでいる流体によって吸収され、カルシウム中に伝搬する。特定の態様において、カテーテルから放出された電磁エネルギーは、伸展可能部材内に収容された流体中でキャビテーションを引き起こす。いくつかの態様において、キャビテーションは、伸展可能部材内に収容された流体中で超音波を生じさせる。具体的態様において、超音波は、動脈内に位置するカルシウム中に破砕を生じさせる。ある一定の態様において、カルシウムは不均質性を備え、破砕はカルシウム中の不均質性に沿って形成される。特定の態様において、カルシウムを破砕する段階は動脈のコンプライアンスを増大させる。いくつかの態様において、電磁エネルギーは約2μmの波長で放出される。具体的態様において、電磁エネルギーは1.5μm～2.5μmの波長で放出される。ある一定の態様は、カルシウムの破砕中に動脈を撮像する段階をさらに具備し、特定の態様は、カルシウムの破砕前に動脈を撮像する段階をさらに具備する。

ある一定の態様は、冠血管カルシウムを破砕するように構成された装置であって、以下を具備する、装置、を含む：血管内撮像デバイスと；伸展可能部材と；電磁エネルギーを放出するように構成されたレーザー光源と；レーザー光源に連結された光ファイバーであって、近位端と遠位端とを備えており、かつレーザー光源からの電磁エネルギーを光ファイバーの遠位端から放出するように構成されている光ファイバー。特定の態様において、伸展可能部材は流体を備え、かつ、ファイバーの遠位端からの電磁エネルギーは、流体中で超音波を生成することによって冠血管カルシウム中に破砕を生じさせるように構成される。いくつかの態様において伸展可能部材はバルーンである。具体的態様において、伸展可能部材は、伸展可能部材内に収容された流体を介して伸展されるように構成される。ある一定の態様は、伸展可能部材に流体を送達するように構成された第一のポートをさらに具備する。特定の態様は、伸展可能部材から流体をドレインするように構成された第二のポートをさらに具備する。いくつかの態様において、第二のポートは、伸展可能部材から蒸気泡を排出するようにさらに構成される。具体的態様において、流体は、光ファイバーから電磁エネルギーを吸収し、音響波を生成し、カルシウムに伝搬するように構成される。ある一定の態様において、流体はインドシアニングリーン（ICG）である。特定の態様において、電磁エネルギーは790～810ナノメートル（nm）の波長で放出される。具体的態様において、電磁エネルギーは約793 nmの波長で放出される。

ある一定の態様において、光ファイバーから放出される電磁エネルギーは1.0キロワット（kW）未満である。特定の態様において、光ファイバーから放出される電磁エネルギーは約0.6 kWである。いくつかの態様において、レーザー光源はダイオードレーザーである。具体的態様において、血管内撮像デバイスは血管内超音波（IVUS）デバイスである。ある一定の態様において、血管内撮像デバイスは光コヒーレンストモグラフィ撮像（OCT）デバイスである。特定の態様において、血管内撮像デバイスは2.0ミリメートル（mm）未満の外径を有する。いくつかの態様において、血管内撮像デバイスは約1.2ミリメートルmmの外径を有する。

以下の開示において、「連結された（coupled）」という用語は、接続された（connected）として定義されるが、必ずしも直接的でなくてもよく、かつ、必ずしも機械的でなくてもよい。

「1つの（a）」または「1つの（an）」という語の使用は、特許請求の範囲および／または本明細書において「具備する（comprising）」という用語とともに用いられる時に、「1つの（one）」を意味する可能性があるが、「1つまたは複数の（one or more）」または「少なくとも1つの（at least one）」の意味ともまた矛盾しない。「約（about）」および「約（approximately）」という用語は、概して、述べられた値プラスまたはマイナス5%を意味する。特許請求の範囲における「または（もしくは）（or）」という用語の使用は、代替的選択肢のみを参照することが明示的に示されているかまたは代替的選択肢が相互排他的であるのでない限り、「および（ならびに）／または（もしくは）（and/or）」を意味するために用いられる；ただし本開示は、代替的選択肢のみと「および（ならびに）／または（もしくは）」とを参照する定義を支持する。

「具備する（comprise）」（そして「comprises」および「comprising」など、compriseの任意の変化形）、「有する（have）」（そして「has」および「having」など、haveの任意の変化形）、「含む（include）」（そして「includes」および「including」など、includeの任意の変化形）、ならびに「含有する（contain）」（そして「contains」および「containing」など、containの任意の変化形）という用語は、オープンエンドの連結動詞である。結果として、1つもしくは複数の段階または要素を「具備する」、「有する」、「含む」、または「含有する」方法またはデバイスは、それら1つもしくは複数の段階または要素を持つ（possess）が、それら1つもしくは複数の要素のみを持つことに限定されるわけではない。同様に、1つまたは複数の特徴を「具備する」、「有する」、「含む」、または「含有する」、方法の段階、またはデバイスの要素は、それら1つまたは複数の特徴を持つが、それら1つまたは複数の特徴のみを持つことに限定されるわけではない。さらに、ある一定の方式で構成されたデバイスまたは構造は、少なくともその方式で構成されるが、列挙されていない方式でもまた構成されうる。

本発明の他の目的、特徴、および利点は、以下の詳細な説明から明らかになるであろう。ただし、当業者にはこの詳細な説明から本発明の精神および範囲内におけるさまざまな変更および改変が明らかになると考えられるので、以下の詳細な説明および具体例は、本発明の具体的態様を示してはいるものの、実例として与えられるにすぎないことが理解されるべきである。

以下の図面は本明細書の一部をなし、かつ、本開示のある一定の局面をさらに例証するために本明細書に含まれる。これら図面のうち1つを、本明細書に提示する具体的諸態様の詳細な説明と組み合わせて参照することにより、本発明がよりよく理解されうる。

例示的態様に基づく装置とともに使用するためのガイドワイヤを伴った動脈の模式図を示す。 使用の初期ステージ中の、本開示に基づく例示的態様の模式図を示す。 使用中の図1の態様の一部分の模式図を示す。 使用中の図1の態様の一部分の模式図を示す。 本開示に基づく例示的態様の模式的端面図を示す。 使用中の図5の態様の一部分の模式図を示す。 使用中の図5の態様の一部分の模式図を示す。 使用中の図5の態様の一部分の模式図を示す。 使用中の図5の態様の一部分の模式図を示す。 本開示に基づく例示的態様の端面図を示す。 図10の態様の例示的寸法図を示す。 さまざまな技法について圧力のピーク振幅をフルエンス率の関数として表したグラフを示す。 本開示の例示的態様の試験中に測定された、圧力vs.体積のコンプライアンス曲線のグラフを示す。 本開示の例示的態様の試験中に測定された、圧力vs.体積のコンプライアンス曲線のグラフを示す。 本開示の例示的態様に基づく処置前の動脈の光コヒーレンストモグラフィ（OCT）像を示す。 本開示の例示的態様に基づく処置後の動脈の光コヒーレンストモグラフィ（OCT）像を示す。 本開示の例示的態様に基づく、モル吸光係数vs.波長を示したグラフを示す。 本開示の例示的態様に基づく、圧力vs.パルスあたりジュールを示したグラフを示す。 本開示の例示的態様に基づく、モル吸光係数vs.波長を示したグラフを示す。 本開示の例示的態様に基づく、吸光度vs.波長を示したグラフを示す。 本開示の例示的態様に基づく、ナノロッド光学密度vs.波長を示したグラフを示す。 使用中の本開示に基づく例示的態様の模式図を示す。 図22の態様の断面図を示す。 図22の態様の光ファイバーの一態様の模式図を示す。 レーザー誘導砕石手技を行う前後の、エクスビボのヒト動脈のOCT像を示す。 レーザー誘導砕石手技を行う前後の、異なる被験体の画像を示す。 レーザー誘導破砕を例証する、施行前後のエクスビボのヒト動脈のマイクロCT像を示す。 レーザー誘導砕石手技用の異なる流体中における異なるパルス持続時間についての、圧力vs.エネルギーのグラフを示す。 ウサギモデルにおける狭窄と、エクスビボのヒト動脈におけるレーザー誘導衝撃波破砕とを示す。 複数のダイオードレーザーを具備するレーザー光源の一態様を示す。 異なる濃度のインドシアニングリーン（ICG）生理食塩水溶液についての、吸収係数vs.波長のグラフを示す。 異なる溶液中の同濃度のICGについての、吸収係数vs.波長のグラフを示す。

例証的態様の詳細な説明
本開示の例示的態様は、例えば冠動脈内のカルシウムを含む、動脈のカルシウムを破砕するための装置および方法を含む。まず図1～4を参照すると、例示的な装置および使用方法の概要が示されている。明瞭さのため、各図面に示されるすべての特徴がどの図面においても符番付けされるわけではない。図1において、ガイドワイヤ200が冠動脈250内に挿入されており、動脈250内にカルシウム270が位置している。図2において、カテーテル装置100がガイドワイヤ200上で動脈250内に挿入されている。図に示す態様において、装置100は、伸展可能部材110（例えばバルーン）と、レーザー光源130に連結された光ファイバー120とを具備する。図示する態様において、光ファイバー120は、レーザー光源130からの電磁エネルギー150（図3に示す）を光ファイバー120から放射状パターンで放出するように構成された、1つまたは複数の放出ポイント140を具備する。ある一定の態様において、放出ポイント140は、光ファイバー120の円錐形のリリーフまたは端部として構成されてもよい。他の態様において、放出ポイント140は、光ファイバー120の、面取りされた、角度付きの、またはフラットな、リリーフまたは端部として構成されてもよい。図に示す態様において、装置100は、例えばレーザー光源130の作動（例えばレーザーのパルス持続時間、周波数、振幅など）を含む、装置100の作動パラメーターを制御するように構成された制御システム135を具備する。

図3に示す態様において、伸展可能部材110は、伸展可能部材110内で加圧された流体115（例えば生理食塩水流体）を介して、動脈250内で伸展されている。図に示す態様において、伸展可能部材110は、装置100が動脈250内に挿入された後に、かつ装置100から電磁エネルギー150を放出する前に、伸展されている。電磁エネルギー150は流体115中にキャビテーション155（例えば気泡）を生じさせ、それは、流体115中の気泡155の形成および圧潰から超音波125を生成する。ある一定の態様において、伸展可能部材110は、治療抵抗性の収縮期高血圧がある高齢患者において大動脈のコンプライアンスを増大させるため、および、心拡張期中の弾性反跳を増大させて微小循環への血流を向上させるために、遠位大動脈の処置用に構成された、大きなバルーンとして構成されてもよい。

図4に示すように、超音波125は流体115を通って伝搬して、血管壁を損傷することなくカルシウム270中にのみ破砕275を生じさせる；血管壁はカルシウムプラークより弾性が高いからである。例示的態様において、カルシウム270中の不均質性に沿って、および／または、カルシウム-硬組織-軟組織の境界面内に、破砕275が生じる。カルシウム270の破砕は動脈250のコンプライアンスを増大させて、動脈250が圧力変化に伴ってより容易に伸展および収縮することを可能にする。

次に図5～11を参照すると、使用中の本開示の別の態様が示されている。この態様は前述の態様と類似しているが、複数の光ファイバーを含む。図5～11には示されていないが、理解される点として、この態様は、例えばレーザー光源130および制御システム135など、図1～4に示したコンポーネントを含む。

まず図5を参照すると、装置100の端面図が4つの光ファイバー120を伴って示されている。図示した態様には4つの光ファイバー120が示されているが、理解される点として、他の態様が、この態様に示した4つより多いまたは少ない光ファイバーを具備していてもよい。

図6において、カルシウム270を伴う動脈250内に装置100が挿入されている。理解される点として、図1～4に図示および説明した態様と同様の様式でこの態様を配置するためにガイドワイヤ（図示せず）が用いられてもよい。図7において、動脈250およびカルシウム270の輪郭を合致させるために、加圧された流体115が伸展可能部材110を動脈250内で伸展させている。図8において、電磁エネルギー150が放出ポイント140から放出されるように、レーザー光源（例えば図2に示した光源130の同等物）が起動されている。図9に示すように、電磁エネルギー150は流体115中にキャビテーション155（例えば気泡）を生じさせ、それは、流体115中の気泡の形成および圧潰から超音波125を生成する。

次に図10を参照すると、さらに後述するように追加的なポートを具備する具体的態様の模式断面端面図が示されている。図10は、溶接（例えば超音波溶接）112を介してカテーテル114に連結された伸展可能部材110を具備する、装置100の一態様を図示している。図に示す態様において、装置110は、伸展可能部材110に流体（例えば生理食塩水流体）を送達するように構成された流体ポート122および124と、例えば装置を動脈から除去する前に伸展可能部材110の断面直径および体積を低減させるなどのために流体を排出するように構成された、ベントまたはドレインポート126とを具備する。加えて、ポート126は、電磁エネルギー150の送達後に伸展可能部材110から気泡をベントまたは除去するように構成されていてもよい。

レーザー光源を起動した後の、伸展可能要素（バルーン）からの気泡の蓄積は制御が難しく、除去が極めて重要である。先行するレーザー起動に由来する単一または複数の気泡の蓄積は、後続のレーザーショットの際に電磁エネルギーの向きを変える（焦点が定まっていない送達になる）可能性があり、それは血管壁の損傷などの合併症につながる可能性がある。

図示した態様はまた、光ファイバー120を受けるように構成されたポート128も具備する。図に示す態様において、光ファイバー120はコンジット121内に位置する。ある一定の態様において、コンジット121は毛管として構成されてもよく、そして具体的一態様において、コンジット121は、Molex（登録商標）から入手可能な、内径200μmおよび外径350μmのPolymicro Flexible Fused Silica Capillary Tubingである。光ファイバー120は、カルシウム破砕の程度についてユーザーに視覚フィードバックを提供し、装置100のより精密な制御を可能にするために、手技の撮像（例えば光コヒーレンストモグラフィ［OCT］撮像を含む）をリアルタイムで提供してもよい。

特定の態様において、カルシウム破砕検出の代わりに、またはそれに加えて、他の局面のためにOCT撮像が用いられてもよい。例えば、ある一定の態様において、ナビゲーション、処置レジメンを同定するための（例えば、より精密な処置を提供するための）カルシウムプラークの同定およびサイズの推定、ならびにレーザー制御のために、OCT撮像が用いられてもよい。

図11に、流体供給ポート122および124と、ベントまたはドレインポート126と、光ファイバー用のポート128とを備えたカテーテル114の一具体的態様についての寸法を伴う、端部寸法図を図示する。理解される点として、他の態様が、図11に示した局面とは異なる寸法の構成を備えていてもよい。

本開示の例示的態様は、本明細書に開示する技法における血管内カルシウムの破砕を通じて、多数の恩典と利点とを提供する。例えば、光（例えばレーザー）エネルギーの使用は、電気の使用と比較して、適切な音波を生成する上で明確な利点を有する。これらの利点には、カテーテルデバイスの所与の形状因子について、送達される正味エネルギーがより大きいことも含まれる。加えて、本開示の例示的態様は、パルス持続時間、パルス反復率、波長、フルエンス／フルエンス率を通じて、レーザーと水との相互作用についての制御をより多く提供する。さらに、例示的態様はビーム整形を提供し、それは、所与の望ましい音波伝搬パターンについて伝導性である気泡形成を可能にする。加えて、光ファイバーの価格を鑑みると、より経済的なカテーテルのために例示的態様が提供される可能性がある。さらに、電気の使用はパルスごとにペーシングを必要とするが、光では心臓のペーシングは生じない。

伸展可能部材（例えばバルーン）内で音圧を生成するために電磁（例えばレーザー）エネルギーを利用することは、血管壁内の動脈カルシウムを破砕し血管コンプライアンスを増大させるための、より効果的な砕石術デバイスを提供すると考えられる。ファイバー送達されるレーザーパルスによって可能である極めて高いエネルギー密度を鑑みると、所与の形状因子について、計算および／または測定される超音波圧は、電極で生成される圧力より一桁大きい。図12に図示するように、フルエンス率の関数としてのピーク圧力振幅が示すところによれば、200μmのファイバーで放射を送達することで300バールという高い値が実現される。これと比較して、他の研究者ら（例えばShockwave Medical Inc., Santa Clara CA）によるいくつかの研究において報告された最大圧力振幅はおよそ40～50バールの範囲である。このことは、光を使用すると、単回で複数の衝撃波を生成できること、または、カルシウム結節など、カルシウムのより大きな集積物を破砕できることを示唆している。

レーザー誘導による気泡の形成および圧潰中に生成される圧力波の、より大きな振幅は、より大きくかつより有益なカルシウム内の破砕を促進できる可能性がある。レーザー照射をトリガーすることはまた、電極で生成した電流の使用を含めた他の技法と比較して、圧力を生成する気泡作成をより細密に時間的制御できるという利点も有する。本開示の例示的態様の試験中に、レーザー生成した気泡の時間的ビデオグラフィ（temporal videography）が示したところによれば、電気的に生成した気泡とは対照的に、レーザーによる形成はより均一で制御されていた；これは、電流においてはノイズのレベルがより高いことと、複雑で時として無秩序である温度的-機械的-電気的な相互作用とに由来する可能性がある。

他の技法では処置後の有効性の検証に撮像法が用いられているが、本開示の例示的態様は、手技についてリアルタイムの撮像フィードバックを提供できる。そうしたフィードバックは、複雑な石灰化パターンを伴う動脈において血管コンプライアンスを増大させるために必要とされるレーザードシメトリ（laser dosimetry）を決定するために必要である。本開示の例示的態様は、高強度の光源（例えば2光子光源を含む多光子光源など）を画像法と組み合わせて単一のダブルクラッドファイバーにすることができる。そうした構成は、処置の効果を評価するためのレーザー砕石中のフィードバックとして光コヒーレンストモグラフィ（OCT）撮像をどのようにカテーテルに組み込めるかをよく示している。加えて、OCTはまた、動脈壁内のカルシウムを検出することによって処置の方向付けをガイドすることもでき、それは、レーザー砕石による音響効果をカルシウムの位置と負荷とに基づいて調整することを可能にする。ある一定の態様において、OCT撮像は、石灰化病変またはカルシウムプラークを検出することのみならず、厚さ、長さ、および角度といったパラメーターの測定値を用いたリアルタイムのカルシウムスコアリングによっても、ガイダンスを提供できる。例示的態様は、レーザーと水との相互作用について、多数の選択肢のいずれかを含んでいてもよい。水は1.3μm、1.94μm、2.07μm、2.94μmに吸収ピークを有する。容易に入手できる、対応するこれらの波長のレーザーは、ネオジム・イットリウム・アルミニウム・ガーネット（Nd:YAG）、ツリウム（Tm）、ホルミウム・イットリウム・アルミニウム・ガーネット（Ho:YAG）、およびエルビウム（Er:YAG）である。

次に図22を参照すると、例示的な装置および使用方法の概要が例証されている。この態様は前述の態様と類似しており、1つまたは複数の血管内撮像デバイスも具備する。明瞭さのため、各図面に示されるすべての特徴がどの図面においても符番付けされるわけではない。例えば、装置100は、図3に示した制御システム135およびレーザー光源130と同様の、レーザー光源と；例えばレーザー光源の作動（例えばレーザーのパルス持続時間、周波数、振幅など）を含む、装置100の作動パラメーターを制御するように構成された制御システムとを具備していてもよい。

図22において、ガイドワイヤ200が冠動脈250内に挿入されており、動脈250内にカルシウム270が位置している。この態様において、装置100の一部分がガイドワイヤ200上で動脈250内に挿入されている。図に示す態様において、装置100は、伸展可能部材110（例えばバルーン）と、レーザー光源（例えば図3におけるレーザー光源130の同等物）に連結された光ファイバー120とを具備する。

装置100はまた血管内撮像デバイス160も具備する。図に示す特定の態様において、血管内撮像デバイス160は、超音波トランシーバー162を具備する血管内超音波（IVUS）デバイスとして構成され、超音波トランシーバー162はその外周の周りに延在する複数のトランスデューサー164を具備する。ある一定の態様において、トランスデューサー164は、超音波トランシーバー162の周りの1列または複数列として円周状にアレンジされる。例示的態様において、トランスデューサー164は、超音波トランシーバー162が挿入された管腔（例えば動脈250）の内周全体から撮像データを提供するように構成されてもよい。具体的態様において、超音波トランシーバー162は、例えばKoninklijke Philips N.V（登録商標）から入手可能なEagle Eye Platinumデジタル血管内超音波（IVUS）システムなど、市販のシステムの諸局面を組み込んでいてもよい。

超音波トランシーバー162の外周の周りに延在するトランスデューサー164を具備する例示的態様は、例えば回転するトランスデューサーのアレイを組み込んだ態様などの他の態様には見られない、ある一定の特徴を提供できる。例えば、ガイドワイヤ200が超音波トランシーバー162の内部を通って延在していることにより、光音響信号はトランシーバー162の円周の周りの複数ポイントから送受信されるので、ガイドワイヤ200はアーチファクトをもたらさない。したがって、（回転するトランスデューサーの直線アレイとは対照的に）、ガイドワイヤ200が、超音波トランシーバー162の外周の周りに延在しているトランスデューサー164の各々について光音響信号の送受信をブロックすることはなく、アーチファクトをもたらさない。

加えて、円周状のトランスデューサー164を組み込んだ態様は、トランシーバー162を動かすことなく、トランシーバー162の円周の周りの複数ポイントから光音響信号を送受信できる。したがって、動脈250の内周についての撮像データを提供するためにトランシーバー162を回転させる必要はない。トランシーバー162を回転させずに円周状の撮像データを提供できることは、撮像デバイスを回転させるための機構を必要とする態様と比較して、装置100の直径を小さくすることを可能にする。したがって、図22に示す装置100は、例えば末梢動脈など、冠動脈と比較して直径のより小さい管腔内に挿入できる。

図23（図22における線A-Aに沿った断面図）に示す態様において、装置100は約1.5ミリメートル（mm）の外径を有する。トランシーバー162は約1.2 mmの外径を有し、光ファイバー120は約0.32 mmの外径を有し、ガイドワイヤ200は約0.23 mmの外径を有する。ガイドワイヤ200および光ファイバー120は両方とも、装置100の直径1.5 mmのカテーテル内に位置するトランシーバー162を通って延在する。理解される点として、本明細書に開示する直径は一態様を例示するものにすぎず、他の態様が直径の異なるコンポーネントを具備する可能性もある。明瞭さのため図には示していないが、理解される点として、図22～23に示す態様はまた、前述の態様におけるものと同等の、伸展可能部材110に流体を送達するように構成された1つまたは複数の流体ポート、および、伸展可能部材110から流体を排出するように構成されたベントまたはドレインポートも具備していてもよい。

図22に示す態様において、伸展可能部材110は、伸展可能部材110内で加圧された流体115を介して動脈250内で伸展されている。本開示の特定の態様において、流体115は生理食塩水であってもよく、または、FDA承認された溶液であり生理食塩水の5倍超の吸収係数をもたらすインドシアニングリーン（ICG）であってもよい。理解される点として、本明細書に開示する他の態様もまた生理食塩水またはICGを備えていてもよい。

この態様において、光ファイバー120はトランシーバー162を通って伸展可能部材110の内部まで延在する。作動中、光ファイバー120は遠位端129から電磁エネルギー150を伝達してもよい。特定の態様において、遠位端129は、動脈250に向かって特定の方向において電磁エネルギー150を伝達するように構成される。例えば、遠位端129は、電磁エネルギー150の指向的伝達を提供するように構成され（例えば面取り、テーパー、ファセット、または角度が付けられ）てもよい。ユーザーは、血管内撮像デバイス160を利用して動脈250内のカルシウム270の位置を決定することによって、電磁エネルギー150をカルシウム270に向かって方向付けまたはターゲティングできる。ある一定の態様において、電磁エネルギー150はダイオードレーザー（793 nm、0.6kW、DILAS Coherent（登録商標）Inc.より入手可能）によって提供される。793 nmの波長は、790～810 nmの範囲で強い光学吸収を提供するICG流体で満たされた膨張可能部材に好適である。

前述したように、電磁エネルギー150は流体115中にキャビテーション155（例えば気泡）を生じさせ、それは、流体115中の気泡155の形成および圧潰から超音波125を生成する。電磁エネルギー150をカルシウム270に向かって方向付けすることによって、キャビテーション155および超音波125もまたカルシウム270に向かって方向付けされ、かつ、カルシウム270が沈着していない動脈250の部分に向かっては方向付けされない。したがって、カルシウム270の沈着を含まない動脈250の部分は、キャビテーション155および超音波125に関連した力を受けず、ゆえにそうした力によって損傷される可能性がより低い。カルシウム沈着270は均一に分布してはいないので、カルシウム270の位置を決定し電磁エネルギー150をそうした位置にターゲティングするために血管250の撮像データを取得できることは、患者の安全性増大とリスク低減とをもたらせる可能性がある。

ある一定の態様はまた、動脈250内の撮像データを取得するための他の機構も組み込んでいてもよい。例えば、図24を参照すると、ある一定の態様において、光ファイバー120は、屈折率分布型（GRIN）レンズ127が遠位端129に連結されたダブルクラッドファイバー（例えばThorlabs（著作権）Inc.から入手可能なDCF13ファイバー）として構成されてもよい。そうした態様において、GRINレンズ127は、遠位端129の向こうの光コヒーレンストモグラフィ（OCT）画像データを取得するために用いられてもよい。

次に図30を参照すると、複数のダイオードレーザー132に電気的に連結された電源131を具備するレーザー光源130の一態様が示されている。図に示す態様において、ダイオードレーザー132は、ファイバーコンバイナー133および光ファイバー134を介して光ファイバー120に連結される。特定の態様において、ダイオードレーザー132は100ワットを放出する793 nmまたは808 nmのレーザーであってもよく、それは、光ファイバー120に連結された伸展可能部材（図30には示されていない）内にある指定濃度のICG調合物にとっての最大吸収係数に近い波長で電磁エネルギーを放出する。特定の態様において、光ファイバー134は105μmまたは125μmのシリカコアファイバーであってもよく、光ファイバー134は生体適合性の250μmファイバーであってもよい。

この態様は、複数のダイオードレーザーを1つの電源およびファイバーコンバイナーと組み合わせることによって、吸収性の流体媒質に結び付いた、より高レベルの電磁パルスエネルギーを、より低コストで提供できる。特定の態様において19個のダイオードレーザーが1つの電源に連結されてもよいが、他の態様において異なる数のダイオードレーザーが具備されてもよい。ダイオードレーザーの使用はまた、コンパクトな構成とフレキシブルなパルスプロフィルも可能にする。したがって、複数のダイオードレーザーを利用する態様は、カルシウムを効果的に破砕するための充分な電磁エネルギーを伸展可能部材内の吸収性の生体適合性流体に提供できる。

加えて、伸展可能部材内の吸収性の生体適合性流体は、提供される電磁エネルギーについてカルシウムを効率的に破砕するように構成されてもよい。溶液中のICGのモル濃度が増大するにつれて、吸収係数もまた増大する。しかし、この増大は線形ではない。ゆえに、1xの濃度が1 cm^-1 であっても、100xは必ずしも100 cm^-1 ではない。これはシアニン色素の「凝集」効果によるものである。シアニン色素は、ICGを含めて、水溶液中で高濃度で凝集する傾向があり、それは吸収係数を低減させうる。

凝集度が低いことは、同じ圧力を生成するために必要なパワーが低いことを意味する。ジメチルスルホキシド（DMSO）はエクスビボ用途において凝集を回避するために使用できるが、生体適合性ではない。したがって本開示の例示的態様において、例えばシアニン色素をリポソームタイプのナノ小滴中に溶解するなど、他の技法が含まれてもよい。加えて、本開示の例示的態様において、吸収係数を増大させるために、溶液において水の代わりに血漿またはアルブミンが利用されてもよい。

次に図31を参照すると、生理食塩水溶液中の異なる濃度のICGについて、波長に対するICGの吸収係数が示されている。ICGは808 nmにおいて > 256 cm^-1 の吸収係数を有し、凝集の低減に伴ってピークパワー要件が5分の1に低下する（例えば5分の1のコスト低減）。

ICGの吸収係数は、ICGが希釈されている溶液によっても影響を受ける。図32を参照すると、異なる溶液中の同じ濃度のICGについて、波長に対する吸収係数が示されている。図32に示されるように、アルブミンが最も高い吸収係数をもたらし、水では最も低かった。308 nmのエキシマー波長は血清アルブミンにおいて約100 cm^-1の吸収係数を有する。アルブミン中に混合したICGでは吸収係数がより高く、そしてヨウ素造影剤（生理食塩水と混合してX線蛍光透視法またはX線アンギオグラフィに用いられるものなど；例えばOmniPaque（商標）（イオヘキソール）、イオベルソールなど）では、50/50パーセントの混合において、吸収係数は約400～500 cm^-1である。

純粋なまたは100%の造影剤は900～1000 cm^-1の吸収係数をもたらすが、100%の造影剤は粘着性であり、小さい管腔内では非常に粘性となるので、造影剤を小さい管腔に流して血管内バルーンを満たすことは難しい。しかし、造影剤を水または生理食塩水と50/50パーセントで混合すると、より容易に流れる。この混合は、バルーンを満たすための容易なフローを提供し、かつ、カルシウムを破砕するために必要な衝撃波生成を引き起こす。加えて、造影剤が血液またはヘモグロビンと混合されると、血管内バルーンを満たすためのフローを一定に保ちながら、衝撃波による圧力はより高くなることが見い出される。

まとめると、試験が示すところによれば、100パーセントの造影剤で満たされた伸展可能部材（例えばバルーン）は、308 nmのエキシマー波長で約50バールの圧力を実現できる。バルーン内の血液／ヘモグロビンの混合および308 nmのエキシマー波長もまた、50バールの圧力に達することができる。したがって、バルーン内で造影剤を利用し、308 nmのエキシマー波長で溶液を照明して、カルシウム破砕を引き起こすだけの充分な圧力振幅を実現することができる。

まとめると、試験が示すところによれば、100パーセントの造影剤で満たされた伸展可能部材（例えばバルーン）は、308 nmのエキシマー波長で約50バールの圧力を実現できる。バルーン内の血液／ヘモグロビンの混合および308 nmのエキシマー波長もまた、50バールの圧力に達することができる。したがって、バルーン内で造影剤を利用し、308 nmのエキシマー波長で溶液を照明して、カルシウム破砕を引き起こすだけの充分な圧力を実現することができる。

結果
図13～16に、より詳しく後述する試験の結果を図示する。この試験について、波長2.07μmのHo:YAGレーザーが選択され、パルス持続時間を約150 msとした。レーザーと水との相互作用について公知である事柄を鑑みると、レーザードシメトリの最良の選択は、パルス持続時間（ns）がより短く、水吸収率が高く、エネルギー密度が高いレーザーモジュールによるものであると考えられる。それが示唆するのはEr:YAG（2.94 umで水吸収係数がより高い）である。ゲルマニウムのようなEr:YAG送達ファイバーは、これらカテーテルの1つにおいて実装するための生体適合性がない。すると最適の選択は、1 uJ ～ 5 Jのパルス化レーザーエネルギーを送達できる、パルス持続時間ナノ秒のツリウム（1.94 um）レーザーとなる。しかし、この波長でより高エネルギーのレーザーパルスを利用できる相対的可能性を鑑みて、最も近い選択であるHo:YAGをこの試験に利用した。

カルシウム破砕性の圧力波を生成するレーザーの能力を試験するために、n = 9の石灰化ヒト冠動脈の新鮮検体において予備試験を行った。ホルミウムレーザー処置の前後に動脈コンプライアンスを測定し、併せてOCT撮像および組織学的検査も行った。

心臓をSouth Texas Blood and Tissueから受け取った。心臓についての取り込み基準は、CADの既往、またはCADおよびカルシウム負荷の指標となる要因、すなわち、高齢、過体重、高血圧、バイパス手術の既往、および糖尿病とした。心臓から冠動脈を切離した。左前下行枝（LAD）、右冠動脈（RCA）、左回旋枝（LCX）をすべてOCTで撮像した。OCTを用いて血管内のカルシウムを同定した。コンプライアンス試験およびレーザー処理をカルシウムが存在するのと同じエリアにターゲティングできるように、血管の外側に色素を用いてカルシウムの位置をマーキングした。

位置の同定後に血管コンプライアンスを測定した。血管のサイズに基づいてバルーンカテーテルを選択した。手動のバルーンカテーテルポンプ（Endoflator（登録商標））を用いてバルーンを膨張させ、追加された生理食塩水の所与の体積におけるバルーンの圧力を記録することによって、血管コンプライアンス曲線を取得した。この曲線を、バルーンのベースラインコンプライアンスを測定するため、およびバルーンの疲労による実験中の変動がないことを確かめるために、他の試験の前後に空気中で；レーザー処理の前後に血管内で；という4つの条件の各々について、3回繰り返した。血管内のバルーン位置は、色素で示したカルシウム位置によって決定した。

この試験用として、MOSES（商標）Pulse 120H（Lumenis（登録商標）, Yokneam Israel）およびCoherent Holmium:YAG （Lumenis（登録商標）, Yokneam Israel）という2つのホルミウムレーザーが利用可能であった。これらが、先端が円錐形になった光ファイバーを通じた処置のためのエネルギー源を提供した。最適な処置選択肢を決定するために、両方のレーザーについてさまざまなパルス数およびパターンを試験した。これらのレーザーは送達できるパルスエネルギー量に10倍の差がある。レーザー上の照準ビームが、色素でマーキングしたエリアに処置を方向付けすることを可能にした。レーザー処理後に、2回目の血管コンプライアンス測定とフォローアップのOCT像とを記録した。次に、この2回目のOCT像を試験前のOCT像と位置合わせした。OCT像をカルシウム破砕の可視的徴候について解析した；そして、管腔面積における変化を、定量的特性決定のために計算することができた。レーザー処理前後のコンプライアンス曲線のデルタまたはコンプライアンスの増大を、手技成功についてのエンドポイント尺度とした。

4例のヒト心臓に由来する9本の冠動脈を試験した。各冠動脈において、レーザー処理後に動脈コンプライアンスが増大して手技成功に至った。図13および図14に、記録された動脈コンプライアンス曲線のグラフを図示する。レーザー後のコンプライアンス（正方形のマーカー）はレーザー前のコンプライアンス（丸いマーカー）に対する向上を示しており、一方で、バルーンそのままのコンプライアンス（実線）よりは高い。レーザー後のコンプライアンスが空気中のバルーンと同一であるとすれば、極端に大きいコンプライアンスを冠動脈が有していることになり、それは動脈壁に損傷が生じている可能性を示唆する。

図15および図16は、本明細書に開示する方法を介した処置の前（図15）および後（図16）の、カルシウムを含んでいる動脈の光コヒーレンストモグラフィ（OCT）像である。図15における白い矢印によって示されるように、動脈内のカルシウムは処置後に破砕されている。

次に図17および図18を参照すると、700～850 nmの波長域内で放射を放出するレーザー源を伴い、インドシアニングリーン（ICG）によって吸収された、一例示的態様によるデータが示されている。この態様において、ICGは700～850 nmの吸収スペクトルを有し、吸収ピークはマイクロモル単位で測定したICG濃度によってチューニング可能である（例えばhttps://omlc.org/spectra/icg/を参照されたい）。例えば、2.2 mg/mL（液体の形態における最大濃度、2830 uM）において、吸収係数は、755 nmで240 cm^-1、700 nmで311 cm^-1という高さになりうる。これは、ホルミウムレーザーについての吸収波長において、生理食塩水／水と比較して、かなり高い値である（例えば比較として、1940 nmのTmレーザーの水の吸収ピークにおける局所極大119.83 cm-1、そして2.09～2.10 umのホルミウムレーザーにおいて約30 cm-1）。

（生理食塩水に代わる）代替的な流体をレーザー衝撃波生成用に使用すると、既存のレーザーを約755 nmで使用することができ、それには例えば、Picosure（755 nm, 900 ps, 200 mJ, Cynosure製）；GentleLase（755 nm, >1 ms, 25 J, Candela製）；アレキサンドライト（750 nm, 5～10 ns, 150 mJ）；レーザーダイオード（793 nm, パワー1600W, パルス持続時間: 100 ns～100 us, 500 us～CW, 他のオプション: 808 nm, 1600W）が含まれる。

記録された衝撃波の圧力振幅は1000 psi（200 mJ, 900 ps）という高さであった。図18に、Cynosure製Picosureレーザー（755 nm, 900 ps）によりICG（約2.2 mg/mL）で生成したパルスあたりの、エネルギーに対する圧力のグラフを提供する。

次に図19を参照すると、バルーン内に収容された血液／Hb流体溶液とともに波長範囲500～600 nmのレーザー源を用いて、別の態様からのデータが得られた。血液は532 nmにおいて強度約250 cm-1の吸収ピークを有する。532 nmにおける血液の吸収は、ホルミウムレーザーの放出波長における水の吸収（約30 cm^-1）より何倍も高い。血管壁内のカルシウムを破砕するために必要とされる圧力を生成するための、バルーン内に満たす流体の候補は、生体適合性のヘモグロビンまたは同じ患者由来の全血でありうる。

図20および図21に、生体適合性のナノ粒子溶液をバルーン内部に具備する態様によるデータを示す。この態様において、金のナノロッドが、チューニング可能な吸収スペクトルを提供する。例えば、NanocomposiXおよび他の製造業者によって生産されるナノロッドは、波長980 nmの吸収ピークを有する（最大で100光学密度［OD］まで、230 cm^-1）。980 nmのダイオードレーザーの供給業者も多数存在する（100 umのシリカファイバー内で最大570Wまで送達される）。他の生体適合性のナノロッド／ナノ粒子も製造可能であり、レーザー源（808 nm、793 nm、980 nm、976 nm、1210 nmなど）の利用可能性と、対応する光ファイバーの送達オプションとに応じて選択されてもよい。

これも留意される点として、アルブミン（ヒト血清アルブミン）は、ICGとの混合時に、またはそれ自体で、紫外線（UV）スペクトル内の波長において強い吸収を有する。ある一定の態様において、UVレーザー（例えば一塩化キセノン［XeCL］）エキシマー、または他のUVレーザーダイオードが、血管壁内のカルシウムを破砕するために、これらのアルブミン充填バルーン内またはアルブミンおよびICG充填バルーン内で衝撃波を生成するために利用されてもよい。

次に図25を参照すると、本開示に基づくレーザー誘導砕石手技を受ける前のエクスビボのヒト動脈のOCT像がパネルAに示されている。図25のパネルBはレーザー誘導砕石術が行われた後のその動脈のOCT像を示している。パネルBに示されているように、カルシウム内に破砕が形成され、動脈の断面積が（レーザー誘導砕石術前の3.45 mm²から）5.48 mm²に増大した。

図26のパネルCおよびDは、それぞれ、本開示に基づきIVUSガイダンス下でフラット230 umコアファイバーを用いて実証した破砕の前および後の、Ultracal（登録商標）30の石の画像を示している。図26のパネルEおよびFは、石灰化冠動脈ファントム内におけるレーザー誘導砕石術による破砕の前後のIVUS画像を示している（パネルDおよびFにおいて破砕が矢印で示されている）。図27のパネルGおよびHは、レーザー誘導破砕を実証したエクスビボのヒト動脈の、前後のマイクロCT像を示している（パネルHにおいて破砕が矢印で示されている）。図28は、ICG（丸）および生理食塩水（正方形）における、異なるパルス持続時間について、エネルギー（ジュール）に対する圧力（バール）のグラフを示している；0.9 nsおよび70 usのパルス持続時間でファイバー内を送達した。スケールバーは1 mmである。

図29のパネルA～Dに、25パーセントから100パーセントまでさまざまなレベルの狭窄を示しているインビボのウサギモデルのX線蛍光透視を示す。図29のパネルEに、モデル動脈のヘマトキシリン・エオシン（H&E）染色およびフォン・コッサ染色をそれぞれ上列および下列に4倍拡大像で示す。フォン・コッサ染色における茶色の領域はカルシウムである。図29のパネルFおよびGに、エクスビボのヒト動脈におけるレーザー誘導衝撃波破砕（パネルGにおける黒い矢印）を、対照（パネルFに示す）と比較して示す；スケールバーは1 mmである。

本明細書において開示および特許請求されるすべてのデバイス、システム、および／または方法は、本開示に照らして、過度な実験を行うことなく作られかつ実行されうる。本発明のデバイス、システム、および方法を特定の態様という点で説明したが、本発明の概念、精神、および範囲から逸脱することなく、本明細書に説明するデバイス、システム、および／または、方法の段階もしくは方法の段階の順序において、バリエーションが適用されうることが、当業者には明らかであろう。当業者に明らかである、そうした類似する代用および改変はすべて、添付の特許請求の範囲によって定義される本発明の精神、範囲、および概念の範囲内であるとみなされる。

参考文献
以下の参考文献の内容は、参照により本明細書に組み込まれる。

Claims (54)

1. 伸展可能部材と；
   レーザー光源と；
   該レーザー光源に連結された光ファイバーであって、
   該レーザー光源からの電磁エネルギーを該光ファイバーから放出するように構成された1つまたは複数の放出領域を具備し、かつ
   前記1つまたは複数の放出領域からの電磁エネルギーの放出が、冠血管カルシウム中に破砕を生じさせるように構成される、光ファイバーと
   を具備する、冠血管カルシウムを破砕するように構成された装置。
2. 伸展可能部材が、流体を備え、かつ
   放出領域からの電磁エネルギーの放出が、該流体中で超音波を生成することによって冠血管カルシウム中に破砕を生じさせるように構成される、
   請求項1記載の装置。
3. 前記1つまたは複数の放出領域が、光ファイバー内の円錐形リリーフとして構成される、前記請求項のいずれか一項記載の装置。
4. 光ファイバーが、第一の光ファイバーであり；
   装置が、複数の光ファイバーをさらに具備し；かつ
   前記複数の光ファイバーのうちの各光ファイバーが、電磁エネルギーを各光ファイバーから放射状パターンで放出するように構成された1つまたは複数の放出領域を具備する、
   前記請求項のいずれか一項記載の装置。
5. 伸展可能部材が、バルーンである、前記請求項のいずれか一項記載の装置。
6. 伸展可能部材が、該伸展可能部材内に収容された流体を介して伸展されるように構成される、前記請求項のいずれか一項記載の装置。
7. 伸展可能部材に流体を送達するように構成された第一のポートをさらに具備する、請求項6記載の装置。
8. 伸展可能部材から流体をドレインするように構成された第二のポートをさらに具備する、請求項7記載の装置。
9. 第二のポートが、伸展可能部材から蒸気泡を排出するようにさらに構成される、請求項7記載の装置。
10. 流体が、光ファイバーから電磁エネルギーを吸収し、音響波を生成し、そしてカルシウムに伝搬するように構成される、請求項6～8のいずれか一項記載の装置。
11. 流体が、生理食塩水流体である、請求項6～10のいずれか一項記載の装置。
12. 光ファイバーが、電磁エネルギーを放射状パターンで放出するように構成される、前記請求項のいずれか一項記載の装置。
13. 電磁エネルギーが、約2μmの波長で放出される、前記請求項のいずれか一項記載の装置。
14. 電磁エネルギーが、1.5μm～2.5μmの波長で放出される、前記請求項のいずれか一項記載の装置。
15. 血管内撮像デバイスをさらに具備する、前記請求項のいずれか一項記載の装置。
16. 血管内撮像デバイスが、血管内超音波（IVUS）デバイスである、請求項15記載の装置。
17. 血管内撮像デバイスが、光コヒーレンストモグラフィ撮像（OCT）デバイスである、請求項15記載の装置。
18. 動脈内でカルシウムを破砕する方法であって、以下の段階を含む、方法：
    カテーテルを動脈内に挿入する段階；および
    該カテーテルから電磁エネルギーを放出する段階であって、
    カルシウムが、該動脈内に位置し、
    該カテーテルが、レーザー光源と光ファイバーとを具備し、
    流体が、該光ファイバーを囲み、
    該電磁エネルギーが、該レーザー光源によって生成され、かつ
    該光ファイバーを囲んでいる該流体中で吸収された電磁エネルギーが、該動脈壁に入って該カルシウムを破砕する音響波を生じさせる、段階。
19. 電磁エネルギーを放出する段階が、一連のレーザーパルスを生成することを含む、請求項1記載の方法。
20. 一連のレーザーパルスが、カルシウムの破砕を最適化するためのパルス持続時間とパワーとの具体的組み合わせを選択することによってチューニングされる、請求項19記載の方法。
21. カテーテルが、伸展可能部材を具備し、かつ
    方法が、該伸展可能部材を伸展させる段階をさらに含む、
    請求項18記載の方法。
22. カテーテルが動脈内に挿入された後、かつ該カテーテルから電磁エネルギーを放出する前に、伸展可能部材が伸展される、請求項21記載の方法。
23. 伸展可能部材が、動脈内に位置するカルシウムの表面に合致するように伸展される、請求項21または22記載の方法。
24. 伸展可能部材が、該伸展可能部材内に収容された流体を介して伸展される、請求項21～23のいずれか一項記載の方法。
25. カテーテルから放出された電磁エネルギーが、光ファイバーを囲んでいる流体によって吸収され、カルシウム中に伝搬する、請求項24記載の方法。
26. カテーテルから放出された電磁エネルギーが、伸展可能部材内に収容された流体中でキャビテーションを引き起こす、請求項25記載の方法。
27. キャビテーションが、伸展可能部材内で蒸気泡を形成し、かつ
    方法が、該伸展可能部材から該蒸気泡を排出する段階をさらに含む、
    請求項26記載の方法。
28. 伸展可能部材から蒸気泡を排出した後に、後続の電磁エネルギーをカテーテルから放出する段階であって、
    該後続の電磁エネルギーが、レーザー光源によって生成され、かつ
    光ファイバーを囲んでいる流体中で吸収された後続の電磁エネルギーが、動脈壁に入ってカルシウムを破砕する後続の音響波を生じさせる、段階
    をさらに具備する、請求項27記載の方法。
29. キャビテーションが、伸展可能部材内に収容された流体中で超音波を生じさせる、請求項26記載の方法。
30. 超音波が、動脈内に位置するカルシウム中に破砕を生じさせる、請求項29記載の方法。
31. カルシウムが、不均質性を備え、かつ
    破砕が、該カルシウム中の該不均質性に沿って形成される、
    請求項30記載の方法。
32. カルシウムを破砕する段階が、動脈のコンプライアンスを増大させる、請求項18～31のいずれか一項記載の方法。
33. 電磁エネルギーが、約2μmの波長で放出される、請求項18～32のいずれか一項記載の方法。
34. 電磁エネルギーが、1.5μm～2.5μmの波長で放出される、請求項18～33のいずれか一項記載の方法。
35. カルシウムの破砕中に動脈を撮像する段階をさらに含む、請求項18～34のいずれか一項記載の方法。
36. カルシウムの破砕前に動脈を撮像する段階をさらに含む、請求項18～35のいずれか一項記載の方法。
37. 血管内撮像デバイスと；
    伸展可能部材と；
    電磁エネルギーを放出するように構成されたレーザー光源と；
    該レーザー光源に連結された光ファイバーであって、
    近位端と遠位端とを備え、かつ
    該レーザー光源からの電磁エネルギーを該光ファイバーの該遠位端から放出するように構成された、光ファイバーと
    を具備する、冠血管カルシウムを破砕するように構成された装置。
38. 伸展可能部材が、流体を備え、かつ
    ファイバーの遠位端からの電磁エネルギーが、該流体中で超音波を生成することによって冠血管カルシウム中に破砕を生じさせるように構成される、
    請求項37記載の装置。
39. 伸展可能部材が、バルーンである、請求項37または38記載の装置。
40. 伸展可能部材が、該伸展可能部材内に収容された流体を介して伸展されるように構成される、請求項37～39のいずれか一項記載の装置。
41. 伸展可能部材に流体を送達するように構成された第一のポートをさらに具備する、請求項40記載の装置。
42. 伸展可能部材から流体をドレインするように構成された第二のポートをさらに具備する、請求項41記載の装置。
43. 第二のポートが、伸展可能部材から蒸気泡を排出するようにさらに構成される、請求項42記載の装置。
44. 流体が、光ファイバーから電磁エネルギーを吸収し、音響波を生成し、そしてカルシウムに伝搬するように構成される、請求項40～43のいずれか一項記載の装置。
45. 流体が、インドシアニングリーン（ICG）である、請求項40～43のいずれか一項記載の装置。
46. 電磁エネルギーが、790～810ナノメートル（nm）の波長で放出される、請求項37～45のいずれか一項記載の装置。
47. 電磁エネルギーが、約793 nmの波長で放出される、請求項37～45のいずれか一項記載の装置。
48. 光ファイバーから放出される電磁エネルギーが、1.0キロワット（kW）未満である、請求項37～47のいずれか一項記載の装置。
49. 光ファイバーから放出される電磁エネルギーが、約0.6 kWである、請求項37～48のいずれか一項記載の装置。
50. レーザー光源が、ダイオードレーザーである、請求項37～49のいずれか一項記載の装置。
51. 血管内撮像デバイスが、血管内超音波（IVUS）デバイスである、請求項37～50のいずれか一項記載の装置。
52. 血管内撮像デバイスが、光コヒーレンストモグラフィ撮像（OCT）デバイスである、請求項37～50のいずれか一項記載の装置。
53. 血管内撮像デバイスが、2.0ミリメートル（mm）未満の外径を有する、請求項37～52のいずれか一項記載の装置。
54. 血管内撮像デバイスが、約1.2ミリメートルmmの外径を有する、請求項37～53のいずれか一項記載の装置。

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