JPH0724662B2 - カテーテル装置 - Google Patents

カテーテル装置

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JPH0724662B2
JPH0724662B2 JP61504916A JP50491686A JPH0724662B2 JP H0724662 B2 JPH0724662 B2 JP H0724662B2 JP 61504916 A JP61504916 A JP 61504916A JP 50491686 A JP50491686 A JP 50491686A JP H0724662 B2 JPH0724662 B2 JP H0724662B2
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Description

【発明の詳細な説明】 背景技術 本発明は、哺乳動物ことに人間における閉塞した身体管
腔、特に血管のレーザ治療用のカテーテル装置に関し、
特にレーザエネルギを血管内部に使用することにより心
血管系における血栓やアテローム性動脈硬化などの血腔
閉塞を穿孔しまたは除去するカテーテル装置に関する。
心血管疾患は、死因や罹病率の主たるものであり、科学
者および一般大衆の多大な関心を集めている。動脈硬化
性心血管の病態生理な疾患の複合であり、これら疾患
は、身体内の多数の血管に影響を与え、管腔直径を減少
させ、組織の虚血を引き起こすものである。真性糖尿病
などの他の非常に一般的な疾患は、重要な血管の閉塞を
進捗させる。これら疾患は、高血圧などの他の一般的な
異常や血管疾患および心血管疾患によって悪化され、脳
血管障害、心筋梗塞、および手足の損失や死亡などの重
大な疾患を引き起こす。動脈硬化性の心血管疾患や関連
する血管障害を患う不幸な人々は、冠動脈、頚動脈、お
よび脳動脈における疾患、膝窩動脈、脛骨動脈、および
下肢の董背動脈および足動脈における疾患、あるいはそ
の他血管における疾患を呈することが多い。これら患者
は、寿命が短められることに加え、突然死に襲われるこ
とがあり、また体を衰弱させる他の問題を抱えることが
多い。つまり、アンギナ、短い呼吸、行動の制限、下肢
の跛行または使用制限、疾患による四肢の損失、行動機
能の損失、会話機能の損失、脳の解釈機能の損失、認識
能力の損失などの問題を抱えることが多い。
従来、前記したような医療問題を防止する有効な手段は
少なかった。ある種の冠動脈造影検査によって冠動脈の
あらる種の機能不全であると診断された患者は、冠動脈
バイパス手術によってその症状を助けられることもあ
る。他の患者は、他のタイプの動脈手術によって利益を
受けることもある。例えば、各種バイパス手術、動脈内
膜切除などがある。これらは閉塞した血管を外科的に再
疎通させようとするものであり、これらの他にも各種手
術がある。このような手術を受ける患者は、重大な疾患
を患っており、しかも一定の診断基策準に合致し、比較
的高い罹病率と死亡率とを有する大手術に耐える健康を
有する患者である。手術の多くはそれに伴う入院も含
め、非常に費用がかかる。この費用には、必要とされる
高価な特殊装置、および特別な外科装置を操作するチー
ムに必要な特別訓練などが含まれる。例えば、１回の冠
動脈バイパス手術には、入院費および手術費用を含め、
患者当たり50,000ドルを越える費用が見込まれる。また
心臓障害に対するこのような特別の手術は限定されてい
る。冠動脈バイパス手術の長期的な有効性は由未だに確
認されておらず、適切な診断基準および手術基準も未だ
に論議されている。疾患の形態および性質が過酷である
ため、多くに患者については、治療療が準備できず外科
的な治療の範囲外に置かれている。例えば、多くの患者
が、このような手術不能の症状を有するため、四肢や生
命を失っている。
一方、身体の管腔の問題、特に小さな管腔の問題は、他
のタイプの閉塞的疾患によって複雑にされる。神経系に
おける例として、脳の空洞室におけるシルビウス水道
は、先天的水頭症を有して出産された子供において閉塞
されることがある。この症状は、シャンティングとして
知られる複雑で成功率の低い矯正神経外科的手法を必要
とする。尿生殖器を考察すれば、例えば、ファロピウス
管が炎症性の疾患によって閉塞されることがある。これ
は生殖不能症を引き起こすことのある一般的な疾患であ
る。現時点においてこの問題に対する有効な治療法はな
く、これが「試験管ベビー」論議に対する関心を高めて
いる。アテローム性動脈硬化症の問題に対する一つの解
決策として提案されているのは、経皮的冠動脈血管再建
法（PTCA）として知られる、冠冠動脈血流を向上させる
非外科的技術である。一般にPTCAは、大腿動脈内にバル
ンカテーテルを導入し、または腕を切開して適切な冠動
脈小口に蛍光透視鏡を位置させる。圧力モニタリングも
使用して狭搾箇所にカテーテルのバルン端部を位置させ
る。このバルンは、３〜５秒間膨脹され、狭搾箇所を機
械的に広げ、次に収縮され遠位の冠動脈圧力が測定され
る。以上のサイクルは、圧力傾斜において満足すべき現
象が実現されるまで、数回にわたって繰り返される。
PTCA技術は冠動脈血管を向上させる上で有効なこともあ
るが、この手法を実行する前に考察されるべき合併症が
ある。発生し得る合併症としては、動脈痙攣、心筋心筋
梗塞、血栓、塞栓および切開、または血管壁の穿孔など
である。
心動脈閉塞および他の身体血管内の閉塞をレーザ照射に
より治療することも考えられるが、このような治療にお
いては、照射対象でない血管壁および周囲組織に対する
穿孔または熱損傷の可能性があり、非常に大きな危険を
伴う。
すなわち、レーザ照射においては、照射される組織内に
熱が蓄積され、この熱によって該組織が損傷され、さら
に熱の蓄積が大きいと熱崩壊または熱壊死が発生する、
つまり、組織の温度が上昇し、組識のタンパク質が変性
され、最終的に組織が凝固され蒸発されるわけである
が、適切に選択制御されていないレーザビームを照射し
てしまうと、周辺血管組織の偶然の損傷や破壊をまねく
危険性がある。
特に、血管は一般的に食道管径よりかなり小径であるた
め、内視鏡によるレーザ治療では要求されないほどの厳
しい精度で手術を行うことが必要である。しかしなが
ら、従来、上記のような危険性を確実に防止できるよう
なカテーテル装置が提供されていなかった。
発明の概要および目的 従って本発明の目的は、血管細胞のいかなる熱壊死も引
き起こさずに前記障害物の破壊，蒸発を行うことができ
るカテーテル装置を提供することにある。
この目的を達成するために本発明に係るカテーテル装置
10（110）は、パルスレーザビーム発生させるレーザ源6
2と、可撓性の環状部材よりなり、パルスレーザビーム
を伝達するために設けられるカテーテル10（10）と、前
記パルスレーザビームを伝達するために設けられ前記カ
テーテル内に該カテーテルの長さ方向に沿って配設され
る複数のレーザファイバ18a〜18d（118）と、前記レー
ザ源から発生されるパルスレーザビームが、血管内の障
害物を破壊，蒸発させるために熱弛緩時間の閾値以内に
供給されるように、パルス幅ないし周期，パルス繰返し
率，及びパルスエネルギを制御するレーザ制御器68と、
を具備する。従って、前記パルス幅ないし周期，パルス
繰返し率，及びパルスエネルギを選択することで、血管
細胞のいかなる熱壊死も引き起こさずに前記障害物の破
壊，蒸発を行うことができる。
また、さらに望ましい形態においては、前記障害物の実
質的に全断面に狙いを定めてパルスレーザビームを照射
し得るように前記レーザ源から出力されるパルスレーザ
ビームを前記複数のレーザファイバに向けて選択的に走
査し得る光走査器をさらに含む構成をとる。
この光走査器を含むより望ましい形態においては、レー
ザ制御器により上述のように制御されたレーザビーム
を、光走査器により、前記障害物の実質的に全断面にパ
ルスレーザビームを照射するように複数のレーザファイ
バに向けて走査できるため、より確実に障害物への照射
を行うことができる。
パルスレーザエネルギの上記パラメータは、実質的に周
辺組織の熱壊死を引き起こさずに血管内の障害物を破壊
するように選択される。前記障害物の組織の所定体積を
その沸点まで加熱し、次に蒸発用の熱をその体積に供給
してその体積を蒸気にすることにより、障害物に穴を開
ける。理想的には、障害物の組織の所定の体積を蒸発さ
せるために必要な合計レーザエネルギは、周辺組織への
熱伝導が無視できる程度の短時間内に供給される。この
時間間隔は熱時定数または熱弛緩時間として、組織の所
定体積について定義される。本発明に基づき、例えばパ
ルス幅、パルス反復率、およびパルスエネルギなどのパ
ルス特性は、無伝導モードにおいて動作するように選択
される。つまり、レーザエネルギは、障害物組織の照射
体積の熱弛緩時間の閾値の時間で供給されることが好ま
しい。
実験結果によれば、アルゴンイオンレーザ装置用の50〜
100ミクロンのレーザ焦点直径の範囲において、動脈プ
ラークのレーザ穿孔は約500ミクロンであり、これはレ
ーザ焦点直径より５〜10倍大きい。このような現象は、
強くて小角度の拡散と、プラーク組織の弱い吸収との組
み合せの結果であると考えられている。照射される組織
の領域つまり体積がより大きければ、プラークを穿孔す
るためのエネルギ閾値も大きくなる。つまり、大きな熱
入力が必要である。これは、レーザ光の拡散と、プラー
クの吸収特性とによる。アルゴンイオンレーザ装置につ
いては、エネルギ閾値は200ミリ秒以下のパルス幅にわ
たってパルス当たり約200ミリジュールである。
後述する「好適実施例の詳細な説明」における第２の実
施例は、前記した実験結果を利用する。可撓性カテーテ
ル内の複数のレーザファイバを適当な間隔をおいて配列
し、血管の全断面を実質的に完全にカバーし、かつ穿孔
されるレーザ穴がほとんど重ならないようにする。この
ように、狙いを定める動作は、複数のレーザファイバを
光学的に走査し、選択された目標領域にレーザエネルギ
を衝突させることにより実現される。この目標領域は、
例えば、複数の領域であり、各々が500ミクロンの直径
を有し、この複数の領域がカテーテルの先端部が面する
全断面をカバーする。所定の順序においてレーザファイ
バを光学的に走査すると、所定の時間間隔内い多数のパ
ルスまたは打撃を発生することが可能となり、かつこれ
がエネルギ閾値を越えることなくまた周辺組織の熱壊死
を引き起こさずに行われる。カテーテルの最外周に隣接
して配置されるレーザファイバは、カテーテルの中心に
向けて曲げることも可能であり、これによって管腔壁の
穿孔の可能性を最小にできる。
本発明の特徴は、本発明の下記詳細説明、請求の範囲、
および添付図面を参照することにより、明確に理解され
よう。
図面の簡単な説明 第１図、本発明に係るカテーテルの第１実施例を示す、
第２図の１−１線に沿った横断面図、 第２図は、本発明に係るカテーテルの第１実施例を示
す、第１図の２−２線に沿った一部破断の横断面図、 第3A図〜第3B図は、レーザファイバ束の位置を示す、第
１図と同様の横断面図、 ４図は、身体血管内において該血管の部分閉塞に隣接さ
れたカテーテルの先端部および該先端部からのビーム照
射の状態を示す図、 第５図は、本発明のカテーテル組織を概略的に示すブロ
ック図、 第６図は、本発明に係るカテーテルの別の実施例の先端
部を示す、第７図の６−６線に沿った横断面図、および 第７図は、第６図に示したカテーテルの最も外側のレー
ザファイバの曲りを示す。第６図の７−７線に沿った縦
断面図である。
好適実施例の詳細な説明 図面詳細に参照する。図面において同一部材は同一参照
番号で示す。第１図および第２図は、本発明の可撓性カ
テーテルの先端部を示す詳細断面図であり、該カテーテ
ルは全体的に参照番号10で示されている。
カテーテル10はプラスチックの被覆12を備える。この被
覆12は、無毒のポリ塩化ビニル（PVC）などのプラスチ
ック材料によって製作できる。このカテーテル10の外経
は、約1.2〜約5.0ミリメートルであり、冠動脈、脳血
管、およびまま大きな頚動脈に挿入でき、アテローム性
動脈硬化プラークなどの閉塞の除去に特に適する。
被覆12内において中心となる軸14の付近には、カテーテ
ルの長さ方向に延びる複数の要素が配置される。これら
要素は、図面の便宜上、第１図および第3A図〜第3B図に
おいて互いにやや間隔をおいて配置されている。カテー
テルの実際の製作においては、これら要素は図面に示す
よりも互いに近接して配置される。これにより実装密度
を高め、カテーテルの軸に対してレーザファイバ（後
述）の束を移動させるという要求を満足させる。この方
法については後述する。
レーザファイバ束16は、前記軸14に対して偏心配置さ
れ、好適形態においてレーザエネルギを伝達するための
４本の石英ガラスのレーザファイバ18a〜18dを備える。
各レーザファイバのコア直径は50〜200ミクロンであ
る。レーザファイバ18a〜18dは、無毒なポリエチレンま
たはPVCからなる積層被覆またはクラッティング20内に
埋設される。第１図に示すように、４本のレーザファイ
バは、２本のファイバ18aおよび18cの中心を通る軸がカ
テーテルの軸14を通る半径方向の平面上に来るようにし
て対向配置されることが好ましい。
細長いバルン22は、カテーテルの被覆12に隣接する位置
においてレーザファイバ束16の周囲に接着する位置にお
いてレーザファイバ束16の周囲に接着などによって固定
され、レーザファイバ束16と平行して延設される。これ
は第２図に示すとおりである。バルン22の収縮、膨脹工
程は後述する。
第１図に示すように、カテーテル10の最下部には光学的
観察要素24が配置される。この光学的観察要素24は、一
般に三日月形の断面を有し、5,000本〜10,000本の複数
のグラスファイバ26を備える。各グラスファイバは、六
角形断面を有し、実装係数を向上させるように構成され
ている。各グラスファイバ26同士の平面間の寸法は約４
ミクロンであり、互いに密着して実装され、先端部と手
元端部とにおいてのみ接着されることによって可撓性を
維持される。これらグラスファイバ26の束にはガラスク
ラッディング28が被覆されレンズ系30（第２図）、すな
わち２枚の平凸レンズが光学的観察要素24の先端部に溶
着されている。これらレンズは血管内において広角度の
視野を提供する。
手術部位の照明は、３本の溶融石英のグラスファイバ3
2,34,36によって提供される。これらは直径が約50ミク
ロンであり、PVC被覆38によって被覆される。第１図に
示すように、これら照明用のグラスファイバは、略直径
方向に配置され、血管の中心部を最も効果的に照明する
ようになされる。
カテーテルの流体系は、レーザビームの狙いを定めるた
めのバルン22に加え、１本の吸引通路40と２本の流入通
路42,44とを含む。吸引通路40は、カテーテルの先端部
近傍血管内領域から断片物を含む流体を吸引除去するた
めに使用される。流入通路42,44は、塩水、薬剤、放射
線不透過性位置決め染料、および免疫特異性抗体などの
流体を注入するために使用される。
円周バルン43は、第４図に示すように、カテーテル10の
先端近傍においてその周囲に配置される。この円周バル
ン43にカテーテル10の手元部よ二酸化炭素を送って膨脹
させると、血管Ｌ内の流れが閉塞され、カテーテル10の
先端部の位置が固定され安定される。
第２図に示すように、レーザファイバ18a〜18dの各先端
部には、レーザビームを収束させ血管壁方向への望まし
くない拡張を防止するための収束レンズ46と、各レーザ
ファイバからのレーザビームを血管を中心方向に曲げる
あるいは傾斜させるためのプリズム48とがエポキシ樹脂
で接着されている。各レーザファイバのスポット径は10
0〜500ミクロンであり、総拡散角度は、５゜以下であ
る。このようなプリズムで傾斜されたレーザビームの光
軸は平行に維持され、スポットの重なりとビームの拡散
とが防止される。
場合によっては各レーザファイバの端部に拡散レンズ系
を設けたレーザファイバ束をカテーテルに挿入すること
が要求される。例えば、カテーテルの遠い端部がアテロ
ーム性プラークの閉塞に接触する場合、拡散レンズ構成
は大きなレーザ衝突領域を実現できる。最初の数ミリメ
ートルにわたってプラークを破壊した後、そのカテーテ
ルは一般に、第２図に示すような収束レンズ系を有する
カテーテルに交換される。
第3A図〜第3D図について説明する。第3A図は第１図に実
質的に対応しており、バルン22が収縮状態にあり、レー
ザファイバ束16がカテーテル10の中心の軸14に対して半
径方向に最も偏心している。バルン22を徐々に膨脹させ
ると、レーザファイバ束16は軸14に向かって実質的に半
径方向に徐々に押され、第3B図に示すような最も少なく
偏心した位置に到達する。
第3C図および第3D図は、第3A図および第3B図と同様にバ
ルン22の膨脹と収縮の同じ状態を示すが、カテーテルを
正確に180゜回転させてある。カテーテル10の回転角
と、バルン22の膨脹および収縮の増分とを適切に選択す
ることにより、レーザファイバ18a〜18dからの４個の例
えば200ミクロンのスポットは、処置される身体管腔の
実質的に全断面におけるあらゆる目標領域に照射でき
る。
第４図において、カテーテル10の先端部は、血管Ｌ内に
おける部分的な閉塞Ｘに隣接した位置に固定される。最
上部の一対の拡散する点線は、レーザファイバ18aから
のレーザエネルギビームＢを表す。この時、レーザファ
イバ18aは、カテーテル10の軸14から最も偏心した位置
に配置されている。すなわち、ビームＢは、５゜の総拡
散角50を有しているが、第２図示すレンズ系46,48によ
ってプリズム的に傾斜されているので、血管Ｌの壁面に
は衝突せず、血管Ｌの中心部に向かう。同様に、第４図
に示す最下部の一対の拡散する点線は、ビームＢが発生
された位置から正確に180゜の位置に置かれたレーザフ
ァイバ18aからのレーザエネルギビームＢ′を表す。ビ
ームＢ′も４図に示すように５゜の総拡散角52を有す
る。
第3A図〜第3D図、および第４図の前記説明から明らかな
ように、カテーテルのレーザファイバ束16によって伝達
されたレーザビームは、実際的に血管内のあらゆる目標
標領域に狙いを定められ、かつ血管壁へのレーザビーム
の衝突の可能性が最小となるように傾斜され収束され
る。
カテーテル10の先端部の位置決めは、放射線映像化法に
よって行われる。この目的のため、カテーテルの先端部
の周囲に複数の所定寸法の放射線不透過性小片54,56,58
を設け、例えば冠動脈内におけるカテーテルの回転位置
および軸方向位置を決定する。
第５図は、本発明に用に係るカテーテル装置のシステム
60の概略を示す。
このシステム60は、レーザ源62を含む。本発明において
は、351〜515ナノメータの波長範囲を有する可視光レー
ザエネルギを使用するものであるが、このレーザ源62
は、約20ワットのピーク出力を有し488および514ナノメ
ータの波長におけるアルゴンレーザ青緑放射光線のパル
スレーザビーム64を発生するSpectra−Physics171レー
ザを用いている。
パルスレーザビーム64は光走査器66に入力される。この
光走査器66は、パルスレーザビーム64をレーザファイバ
束16に44本のレーザファイバ18a〜18dに走査するために
使用される。
パルス幅または時間パルス反復率、波長、露光の長さ、
強度、および発射の制御は、レーザ源62に付属するレー
ザ制御器68によって行われる。このレーザ制御器68によ
り、５〜200ミリ秒の範囲内のパルス持続時間、約１〜5
0パルス／秒のパルス繰返し率、５〜50％の衝撃係数、1
50〜500ミリジュールのパルスエネルギを有するレーザ
ビームが発生される。このレーザビームは、100〜500ミ
クロンのスポットサイズを有し、この範囲内における最
大可能スポットサイズは、エネルギ濃度要求に適合する
ものである。
レーザ源62の発射は、発射スイッチ69を閉じることによ
って実行される。このスイッチは、例えば足踏みスイッ
チである。光学的観察要素24の手元端部は、観察顕微鏡
70に光学映像を供給する。この観察顕微鏡70は接眼シャ
ッタ機構72を内蔵する。この接眼シャッタ機構72はレー
ザ源62の起動に反応し、レーザエネルギの戻り拡散を防
止して外科医の眼を守る。
光学的観察要素24からの光学映像は、マイクロプロセッ
サ76によって制御される映像分析器74にも供給される。
この映像分析器74とマイクロプロセッサ76とは、カテー
テルの先端部近傍の血管内部領域から伝達される可視映
像を分析し、カテーテルの先端部のカテーテル長さ方向
における位置決めを助け、血管内部の適切な目標にレー
ザビームの狙いを定め、心臓周期に関連してレーザ発射
信号のタイミングを取るために使用される。
陰極線管ビデオディスプレイ78とビデオレコーダ80とは
映像分析器74に接続され、要求に応じてレーザ顕備外科
手術の実時間観察と記録とを行う。
照明源82は、光ファイバ32,34,36の手元端部に接続さ
れ、それらの光を供給する。この光は、石英容器に接続
され、それらに光を供給する。この光は、石英器に収容
された水銀またはキセノンの高圧アークランプによって
提供されるが、他のタイプの光源を利用してもよい。真
空装置８と流体入力装置86とは、吸引通路40と流入通路
42,44とに各々接続される。
バルン22と円周バルン43との膨脹および収縮のために、
圧力二酸化炭素などの流体圧力源88が電気作動ソレノイ
ドバルブ90,92を介して空気管94,96に接続される。これ
ら空気管は、各々、バルン22と円周バルン43とへの供給
用である。
カテーテル10の手元端部には軸方向および回転駆動機構
98に取り付けられる。この駆動機構98は、マイクロ操作
器100からの機械的または電気的信号に応答してカテー
テル10をその軸の中心として回転させると共に該カテー
テル10を軸方向に移動させる。マイクロ操作器100は、
マイクロプロセッサ76から命令信号を受け取る。
また、カテーテル10の手元端部には、光および流体伝達
用の結合器が設けられ、カテーテル10内に配設されてい
るグラスファイバ26,32,34,36,レーザファイバ18a〜18
d,吸引通路40,流入通路42,44を各機成装置に相互接続す
る。この各構成装置とは、観察顕微鏡70及び映像分析器
74、照明器82、光走査器66、真空装置84、流体入力装置
86、バルブ90,92を介した流体圧力源、及びマイクロ操
作器100などである。
冠動脈の閉塞に対応した手術などにおいて、レーザ源62
からのレーザビーム発射と心臓周期とを同期させると有
効である。一般に、心臓の血液注入段階において円周バ
ルン43を膨脹させ、心臓の血液排出段階（ポンピング段
階）においてその円周バルン43を収縮させることが好ま
しい。これにより血液の流れは、冠動脈における最小圧
力条件において閉塞される。この目的のために、遊動摶
動装置102を使用する。この遊動摶動装置102は本発明の
カテーテル10とは別の大動脈カテーテルによって心室出
力を検出する。
第６図は、本発明のカテーテルの第２実施例を示し、こ
のカテーテルは参照番号110で示される。カテーテル110
はプラスチックの被覆112を備える。この被覆112は、本
発明の第１の実施例の被覆12と類似しており、前記した
レーザ冠動脈血管再建法に使用するにはその外径は約1.
2〜約5.0ミリメートルとすることが好ましい。第６図の
実施例のカテーテルは、約1.5ミリメートルの外径を有
するが、この外径は、以下に詳述するように、被覆112
内に配置されるレーザファイバ列の配置によって基本的
に定義される。
第１図および第２図に示したものと同様の複数の要素
が、被覆112内の軸114の周囲にカテーテル110の長さ方
向に沿って延びて配置される。これら要素は、第１図に
示したと同様に、図において互いにややゆるやかに配置
されているが、実際にはこれら要素は互いに接近して実
装され、好ましくは相互におよび被覆112に対して固定
した関係で配置される。
カテーテル110は、光学的観察要素124と、照明ファイバ
132,134,136と、吸引通路140と、流入通路142,144とを
備えた構成を有しており、これは本発明の第１実施例の
構成と類似である。ただし、本発明の第１実施例のレー
ザファイバ束16とは違って、第２実施例の各別に被覆さ
れたレーザファイバ118は、カテーテルの軸114の周囲に
配置されており、その配置は所定の平行な配列となって
いる。このため、レーザ照射をほとんど重ならせること
なく、カテーテル110が面する障害物の実質的に全断面
にわたって、レーザビームを照射することができる。
実験によれば、アルゴンイオンレーザによって穿孔され
る穴は、レーザの焦点直径に関係なく約500ミクロンの
直径を有し、第６図に示す直径50〜200ミクロンの７本
のレーザファイバ118の配列は、カテーテル110が面する
血管内の障害物の実質的に全断面を覆うレーザエネルギ
を提供し、特にレーザが衝突する点線で示す中心領域11
6においてレーザエネルギが供給される。都合よいの
は、レーザ衝突の総面積に含まれない最も大きな領域12
0は、血管壁に隣接するカテーテルの最も外側の周囲に
位置しており、この領域においてはレーザエネルギはあ
まり求められず、実際にはそれが有害なこともある。
前記技術に鑑み、当業者には、異なる直径のカテーテル
について多様なレーザファイバの構成が明らかであろ
う。例えば、直径1.2ミリメートルのカテーテルに対し
て同じ７本のファイバの配列を使用し、第６図に示す50
0ミクロンの間隔ではなく、400ミクロンの間隔でレーザ
ファイバの中心を配置する。この配置によると、幾分か
のレーザの照射が重なるが、レーザエネルギによるレー
ザファイバの走査を適切にすることにより、組織の過熱
を避けることができる。
一般に、カテーテルの軸114上に配置されるレーザファ
イバは、必要ではあるが不可欠ではない。従って、直径
1.2ミリメートルのカテーテルに５〜７本のレーザファ
イバの配列を設けることが好ましいが、等角度間隔で配
置した４本のレーザファイバの配列を正接の関係を持た
せて設けることもできる。このような構成は、カテーテ
ルが面する障害物の中心領域にレーザを衝突させられな
いが、中心領域を取り囲む障害物が破壊されるので、前
記中心領域はその支持が除去されてレーザの照射領域内
に重力降下し、最終的に破壊される。
大きな直径のカテーテルには、多数のレーザファイバを
使用することが好ましい。例えば、直径5.0ミリメート
ルのカテーテルは、１本のレーザファイバが照射する直
径500ミクロンの領域よりも100倍も大きな領域を取り囲
む。従って、直径5.0ミリメートルのカテーテルが面す
る全領域を覆うためには、80本〜100本のレーザファイ
バの配列が必要となる。
第５図に概略的に示すレーザ顕微外科システム60は、第
６図に示す本発明のカテーテル110の第２実施例に使用
するともできる。好都合であるのは、光走査器66は、パ
ルスレーザエネルギによって、あらかりめ選択した順序
に従って、レーザファイバ118の各々を走査するように
プログラムできることである。この走査順序は、非伝導
モードまたは熱無伝導モードにおいて動作するように選
択することが好ましい。このようにすることにより、所
定の照射領域の過熱とその結果としての熱壊死の可能性
が避けられるとともに、所定の時間内に照射領域に送ら
れるレーザエネルギのパルス数を最大にできる。
本発明の第２実施例のレーザファイバ118は、カテーテ
ルの軸114に平行に延びるものとし説明したが、第７図
に示すように、最も外側のレーザファイバの先端部をカ
テーテルの軸に向けて内側に参照番号122で示す角度だ
け傾斜または曲げることも可能である。この曲げの量は
５゜から45゜までの間にすることができる。レーザファ
イバ118の先端部は、被覆112に固定されたエンドプレー
ト126内に挿入または成形することが好ましい。このエ
ンドプレート126は、カテーテルの長さ方向に延びる他
の要素、つまり観察要素124、照明ファイバ132,134,13
6、および流体通路140,142,144などを収容できる。
周辺のレーザファイバを前記したように曲げると、最も
外側のレーザエネルギビームが血管の軸方向に収束さ
れ、これによって血管壁の穿孔の可能性がさらに減るこ
とになる。このような曲げは、カテーテルの直径および
レーザファイバの配置により与えられるレーザ放射の総
面積を減少させ、障害物とカテーテルの遠い端部との間
の距離に応じてレーザビームの重なりの度合いを変化さ
せることになる。
カテーテルの軸から半径方向の距離を変化させて配置さ
れたファイバの配列において、内部側に配置されたレー
ザファイバの数本を先端部において曲げることもでき
る。このような曲げでは、ファイバの軸がカテーテルの
軸に対して収束または拡散するようになり、所望に応じ
てレーザの放射を重ならせることができるとともに、レ
ーザビームが放射されない領域または要素124,132,134,
136,142,144などのカテーテルの要素の配置において盲
点となる個所にレーザの放射の狙いを定めることができ
る。
本発明のカテーテル装置によれば、レーザエネルギはア
テローム性閉塞を蒸発させるための熱モードにおいて、
従来のように連続波（CW）レーザエネルギとして供給さ
れるのではなく、５〜50％の衝撃周波、および１秒当た
り１〜50パルスのパルス反復率において５〜200ミリ秒
の持続時間のパルスとして供給される。このパルスエネ
ルギは、150〜500ミリジュールである。レーザ源62はア
ルゴンイオンレーザであり、約488および514ナノメータ
の波長において20ワットのピーク出力を提供し、直径約
100〜500ミクロンの適当なスポットサイズを提供する。
前記した範囲においてレーザ源からパルスを発生させる
と、安全でかつ有効であることが分かった。つまり、血
管壁が穿孔も熱壊死もされない点において安全であり、
レーザエネルギが閉塞を蒸発させるのに十分な程度に大
きい点において有効である。
前記した範囲内においてパルス期間と、パルス反復率
と、パルスエネルギパラメータとについて特定の値を選
択し、血管壁の熱壊死を引き起こさずに閉塞を破壊する
ことは、例えば、繊維素、コレステロール、カルシウ
ム、コラーゲン、低濃度リポタンパク質など、閉塞物質
の特定のタイプの熱時定数や熱吸収特性に左右される。
しかし、本発明に基づき、当業者は、各パルスパラメー
タについて容易に適切な値を選択し、無伝導動作すなわ
ち周囲組織の熱壊死を実質的に引き起こさずに閉塞の組
織を破壊することができる。
本明細書には好適実施例のみを特に図示し説明したが、
本発明の多くの変更形態が、前記開示に基づき、および
請求の範囲に基づき、本発明の範囲を逸脱せずに可能で
あることは明らかである。
フロントページの続き (72)発明者 フオツクス ケネス ア−ル. アメリカ合衆国 バ−ジニア州 ア−リン トン ノ−ス アップシュア− ストリ− ト 2716 (72)発明者 コスタ エー．アーサー アメリカ合衆国 バ−ジニア州 アレクサ ンドリア ブラッドドック ロード 3541 (56)参考文献 特開 昭59−2756（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−148567（ＪＰ，Ａ) 特開 昭54−132381（ＪＰ，Ａ) 特開 昭53−84379（ＪＰ，Ａ) 米国特許4418688（ＵＳ，Ａ) 米国特許4141362（ＵＳ，Ａ) 米国特許4072147（ＵＳ，Ａ) 米国特許4588294（ＵＳ，Ａ) ＦＵＪＩＩ他「Ｆｉｂｒｅ Ｂｕｎｄｌ ｅ Ｓｃａｎｎｅｒ ｆｏｒ ｌａｓｅｒ ｐｈｏｔｏｃｏａｇｕｌａｔｉｏｎ ｔ ｒｅａｔｍｅｎｔ」，Ｖｏｌ．14，Ｎｏ. １，Ｐ．39−40（1982年２月)

Claims (3)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】パルスレーザビーム発生させるレーザ源
    と、 可撓性の環状部材よりなり、パルスレーザビームを伝達
    するために設けられるカテーテル10（10）と、 前記パルスレーザビームを伝達するために設けられ前記
    カテーテル内に該カテーテルの長さ方向に沿って配設さ
    れる複数のレーザファイバ18a〜18d（118）と、 前記レーザ源から発生されるパルスレーザビームが、血
    管内の障害物を破壊，蒸発させるために熱弛緩時間の閾
    値以内に供給されるように、パルス幅ないし周期，パル
    ス繰返し率，及びパルスエネルギを制御するレーザ制御
    器68と、を具備し、 前記パルス幅ないし周期，パルス繰返し率，及びパルス
    エネルギを選択することで、血管細胞のいかなる熱壊死
    も引き起こさずに前記障害物の破壊，蒸発を行うことが
    できることを特徴とするカテーテル装置。
  2. 【請求項２】前記障害物の実質的に全断面に狙いを定め
    てパルスレーザビームを照射し得るように前記レーザ源
    から出力されるパルスレーザビームを前記複数のレーザ
    ファイバに向けて選択的に走査し得る光走査器をさらに
    含むことを特徴とする請求の範囲第１項に記載のカテー
    テル装置。
  3. 【請求項３】前記レーザファイバは、前記カテーテルの
    中心軸に対して偏心した状態でカテーテル内に配設され
    ることを特徴とする請求の範囲第１項に記載のカテーテ
    ル装置。
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