JPH07502423A - 血管拡張のための装置および方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は血管中線時に血管を拡張するための方法および装置に関する。

血管中線とは動脈血管異常であり、時として動脈血管内径を収縮させて深刻な血 流の低下を引き起こす持続的な動脈血管の収縮を意味する。血管学縮は、動脈血 管の一部閉塞あるいは完全な閉塞を引き起こし得るが、そうでない場合はまった く正常に見える。閉塞物が固着している状態で強度あるいは軽度の痙章性の血管 収縮が起きた場合、固着性の閉塞物それ自体は臨床的に良性のものであっても深 刻な血流の低下を引き起こす。

血管中線は自然発生的に起こる場合もあるし、エルゴノビン（収縮剤）テストな どの薬理的な刺激の結果、あるいは外科器具や治療診断カテーテル（例えば経皮 経管動脈形成カテーテル）との接触による機械的な刺激、もしくは環境的な刺激 の結果として起こる場合もある。また、レイノード現象やプリンツメタル型狭心 症も血管中線の一形聾であるし、クモ膜下出血が血管中線に至る場合もある。

特にクモ膜下出血による大脳血管収縮や眼動脈収縮は、迅速な処置がなされなか ったならば深刻な障害を引き起こす。

血管学縮の緩和のために多様な薬物療法が試みられてきたが、いずれも部分的な 効果しか達成できなかった。例えば、心臓の冠状動静脈での血管収縮はカルシウ ムのチャネルブロッカ−で治療されてきたが、大脳と冠状動静脈との薬理的、解 剖学的な相違に関係する何等かの理由によって、これらの薬物は大脳の血管収縮 には効果を発しない。また、バルーンによる血管形成も大脳血管収縮には非効果 的である。

その他の非化学療法、例えばレーザ照射誘導による血管拡張などもあまり効果が なく、多くの問題を含んている。レーザ照射誘導は取り扱いが厄介である上に、 周囲の健全な繊維組織にダメージを与えるし、通常のカテーテルガイドワイヤ技 術を使用できない。また、血管を拡張させるのに必要なエネルギー量と血管壁に 穴を開けてしまうエネルギー量との境界幅が狭い。またこのようなエネルギーレ ベルの低い一定波を使用したレーザ照射では、照射をストップするとすぐにまた 血管の収縮が再開する。

バルーン血管形成などの機械的な血管拡張療法も、バルーンが取り除かれると血 管中綿が再開するので非効果的であるし、眼動脈などのようにカテーテルの挿入 が困難な動脈においてはこの治療法は難がある。

発明の要旨 本発明は、液体波や音波などの（マイクロセコンドのオーダーでの）高周波を使 用した血管寧縮時の血管拡張に関し、従来のレーザ照射や化学誘導的な血管拡張 法を越える効果を提供するものである。その効果として、レーザパルスなどの波 動発生源による血管壁へのダメージを防止した安全性の向上、操作の機動性の向 上、同心カテーテルガイドワイヤの直径を越える血管の拡張、治療のための安全 なエネルギーレベル幅の増大などがある。また本発明は、今のところ効果的な機 械療法あるいは化学療法が見つかっていない大脳血管収縮の治療にも効果がある 。さらに、これまでの動物実験によれば、本発明の治療の後も血管収縮は再開し ないことが発見されている。本発明の方法は、機能面や時間的に治療が困難とさ れる血管収縮も含めて、どのような血管中綿にも適する。

本発明は、血管収縮時に血液が充満する血管を拡張するための装置を提供する。

この装置は、中に液体を含む内腔を有するカテーテルと、前記カテーテル内腔内 部に配置され波頭を発生するための波動発生手段と、この波動発生手段に接続さ れ波頭を生成するためのエネルギーを供給するエネルギー源とを含み、生成され た波頭はカテル内腔の液体を伝搬して、カテーテル末端を通過し、血管内の体液 中を伝搬する。

本発明で使用される波動発生手段としては、エネルギー源がレーザの場合はレー ザビーム（レーザパルス）であってもよい。本発明の実施例では、このパルスは １０ナノ秒〜３００μ秒の持続時間を在し、６００ｎｍより短いか１１０００ｎ より長い波長を有する。レーザは、ホルミウムレーザ、紫外線レーザ、パルス化 ダイ可硯レーザなどてもよい。

また波動発生手段として、スパーク発生器、超音波振動器、圧電振動器などを使 用してもよい。

カテーテルの末端が開放されている場合は、波頭はこの末端部からカテーテルを 出て、血管内を通過する。カテーテル末端が膜で密封されている場合は、波頭は この膜を介してカテーテル末端から伝達される。

これらの実施例では、波動は液体波でも音波でもよい。

本発明の好適な実施例に係る血管拡張装置は、中に液体を含んだ内腔を有するカ テーテルと、カテーテル内腔内に軸方向に配置されるレーザエネルギー伝導フィ ラメントと、この伝導フィラメントに接続され波頭を生成するためのレーザエネ ルギーを供給するレーザ源とを含み、前記フィラメントの末端部は、フィラメン トから発せられたレーザエネルギーによるキャビテーションノくプル（気泡）が カテーテル内腔内に発生するようにカテーテル末端部から距離をおいて配置され 、フィラメントから生成された波頭は、カテーテル内腔を満たす液体中を伝搬し てカテーテル末端部を通過し血管内の液体中を伝搬する。

本発明はまた、血管の拡張が必要とされる時に、血管内の体液中に血管拡張を誘 導する波頭を伝搬させることによって、血管内にシヨツク波あるいはキャビテー ションバブルを発生することなく、血管中線時の血液の充満した血管を拡張する 方法を提供する。

さらにまた本発明は、血管収縮時の血管内に内腔に液体を含むカテーテルを挿入 し、カテーテル内の液体中で波頭を生成し、この波頭をカテーテル内の液体中を 伝搬させ、カテーテル末端を通過させ、さらに血管内の体液中を伝搬させて血管 拡張を誘導することによって、血管中綿によって体液の充満した血管を拡張する 方法を提供する。

この方法で用いられる波頭はレーザパルスによって生成される。このレーザノく ルスはキャビテーションバブルをカテーテル内部に発生させ、レーザのブレイク ダウンによって生じるショック波の形成を防止する。もちろんこれ以外の波動発 生器によって波動が生成されてもよい。

波頭が伝搬するカテーテル内の液体は、血液、あるいはクリスタロイド溶液（食 塩水や乳酸塩リンゲル溶液など）、あるいはコロイド溶液でもよく、レーザを使 用する場合は、入射レーザエネルギーを吸収するならどんな液体を用いてもよい 。このような液体はカテーテル内を満たすが、血液以外の液体であれば血管拡張 の前に血管内に注入されてもよい。

以下の実施例の説明および請求の範囲から上記以外の効果も明らかとなる。

図１は、本発明の血管拡張装置の概略図である。

図２は、端部か閉しられた血管拡張装置の概略図である。

血管の拡張 本発明は、カテーテル末端から伝達される波頭を用いて、中綿する血管を拡張さ せる。波動は、レーザパルス、スパーク発生器、超ぎ波あるい圧電振動器などの 波動発生手段によって発生されるが、流体を十分な高速で気化もしくは排斥して 波頭をと１−じさせるものであれば、これら以外のメカニズムを用いてもよい。

例えばレーザパルスでキャビテーションバブル（すなわち気泡）を発生させても よい。キャビテーションバブル（気泡）は膨張してカテーテル内部の円筒内で一 定体積の流体を排斥する。本発明では短いレーザパルスは較正されて適切な遅延 波を生成し、またレーザによる液体のブレイクダウンか発生しないようにレーザ エネルギーも調節される。それゆえ、基本的にショック波は生じず、レーザのブ レイクダウンで牛しるショック波の１／１００の速度の液体波か音波だけが形成 される。このような肉眼的な液体波や音波の物理特性は、微細なショック波とは 著しく異なる。

カテーテル内の液体の排斥によって瞬間的な増圧（もしくは波頭）が生じ、これ がカテーテル内を同軸上に伝搬して、閉塞した動脈内に伝達される。ある実施例 では、カテーテル末端は開いており、波頭は、単にカテーテルを出て動脈内の体 液中を通過することにより末端部から伝えられる。別の実施例では、カテーテル 端部は閉鎖しており、波頭は膜（非常に柔軟なポリマー薄膜）に衝突し、二の衝 突が閉塞血管内の流体に波動エネルギーを伝えるため、カテーテルから外に途切 れずに大面管内を伝搬する伝送波を生成することになる。

いずれの実施例においても、問題の血管内に危険なショック波やキャビテーショ ンバブルは生じない。血管への影響は、カテーテル内部で生成されて血管内の体 液を伝送する波動によるものだけであり、この波動がカテーテルからやや離れた 位置で血管を拡張させる。

構成 図１は波頭を生成するための本発明のレーザカテーテル装置１０である。この装 置は、内径Ｂ１長さＤのカテーテル１２を含む。カテーテルは血液、食塩水など のクリスタロイド溶液、あるいはコロイド溶液で満たされている。この溶液は、 入射レーザエネルギーを吸収できるものであればどんな溶液でもよい。直径Ｃの 光ファイバ１６がカテーテル１２の内部に位置される。ファイバ１６の先端１７ は、カテーテル１２の末ｇｇ１１から距ＨＡの位置に配置される。レーザ（図示 されない）によってレーザエネルギーパルスが発生されると、それはファイバ１ ６を介して伝達され、液体１４中にキャビテーションバブル（もしくは気泡）】 ８を発生させる。このバブルが波頭２０（破線で図示される）を生成し、これが カテーテル末端に向かって液体中を伝わる。

波頭２０は、開放カテーテルの場合はそのままカテーテルを出ることになるが、 図２に示される実施例ではカテーテル１２の末端１１を封止する膜１１′に衝突 する。図１は開放カテーテルを示しており、カテーテル外に伝搬した波頭２０は カテーテル内の波頭２０と同一である。一方、図２の閉鎖カテーテルにおいては 、伝搬された波頭２０゛はカテーテル内部の波頭とは異なるが、対応するもので ある。いずれの場合も、伝達された波頭は拡張されるべき血管内を満たすカテー テル周囲の液体１４′中を伝わる。別の実施例では、光ファイバの代わりに別の 波動発生手段が用いられて、波頭２０を生成する。

カテーテル波頭発生装置の使用 生成される波頭の大きさおよびエネルギーは、カテーテル末端までの距離Ａとカ テーテル内径Ｂを選択することによって決定され、レーザシステムの場合はこれ らに加えて、光フアイバ径ｃ１およびレーザパルスの持続時間と強度が関連する 。レーザを使用しない実施例では、スパークギャップもしくは超音波振動装置か らのスパークのエネルギーレベルは標準的な方法で選択され、所望の波頭の大き さとエネルギーレベルを達成する。

特に、高周波（７５〜１００μＳ）の波頭はパルス化ダイレーザで放射される。

このダイレーザは、２００ミクロンのファイバに１μＳにっき１５ｍＪパルスの 光パルスを送るようにセットされる。光は、体内に挿入された（例えばＡ−２５ ３０ｍｍ以上）カテーテル内の液体（血液など）中に導かれる。レーザパルスの 持続時間はコＯｎｓ〜３００μＳの範囲、波長は６００ｎｍ未満が１１０００ｎ より長い波長が好ましい。本発明で使用されるレーザとして好ましいのはホルミ ウムレーザ、紫外線レーザ、パルス化ダイレーザである。ホルミウムレーザに適 する持続時間は約２５０μｓである。

また、波頭の生成は完全に生体外にあるレーザ放射システムを用いて行われ、カ テーテルのみが閉塞動脈内に挿入される、すなわち距離Ａは体内に挿入されるカ テーテル部分に一致する。

このカテーテル波動発生装置の使用方法は以下のとおりである。まず血管中線を 起こしている部分の血管内にカテーテルを挿入する。カテーテルがセットされた 後は、短い持続時間の波頭がカテーテル中心に発せられ、カテーテルをそのまま 出るか、あるいはカテーテル末端の膜を介して閉塞血管内に伝達され、この血管 を拡張する。この過程は、産学部分の血管全体が拡張されるまで、必要な分だけ 繰り返される。

例えば、Ｔｒａｃｋｅｒ−１８Ｔａｒｇｅｔ　Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃｓ（サン ジョゼ、カリフォルニア）カテーテルを使用すると効果的であるが、より小型の 機動的なカテーテルを使用してもよいし、大きめのカテーテルを用いてもよい。

適切なカテーテルのサイズは、場合に応して当業者が容品に設定できる。

動物実験 ラビットを使い、動脈中線を解消する手段として水圧波の形態でのイントラルミ ナール（Ｉｎｔｒａｌｕ＋＋１ｎａｌ）高周波の実験を行った。ニューシーラン ト産白ウサギ１０匹の頚動脈に、シリコンカフに保留されていたの血管外の全血 を流すことで、ｉｎ　ｖｉｖｏで血管学縮を誘発した。使用した液体波の波頭は 、単一の発振器でオーバーダンプ（減衰）モードで（平均速度３０−４０ｍ／ｓ 、ＢＷ　２００μｓ、反復速度　２Ｈｚ）伝送された。この波頭は、大腿動脈か ら挿入されパルス化ダイレーザに接続される３Ｆｒカテーテルを用いて頚動脈内 に生成された。

頚動脈の直径は血管造影によって査定され、カプトフィルムで測定された。血液 を注入することによってベースライン（測定基線）の直径は３７．５％縮小した 。

続いて液体波を発振することで、動脈の直径は痙章時の直径より平均４８％まで 拡張した。このような液体波が産学していない血管に伝搬されても、正常な血管 の直径にはほとんど影響を与えず（平均５．３％の変化しか起こらな（す、電子 顕微鏡によるスキャンでも、血管の貫通やその他の内皮の損傷はまったく認めら れなかった。これらの実験によって、高周波のイントラルミナール（ｌｎＬｒａ ｌｕｓｉｎａｌ）波頭（例えば水圧波）は動脈壁の構造や内皮の状態を損なうこ となく、迅速に動脈中綿を解消できることがわかる。

治療法 このシステムは、大脳血管中綿、眼血管収縮、経管動脈形成後の急性閉塞、その 他機能的にも時間的にも治療が困難な痙！を含むどのような血管！縮の治療にも 使用され得る。上記以外の実施例は以下の請求の範囲内に含まれる。

ＦＩＧ、　１ ＦＩＧ、　２

Claims (17)

【特許請求の範囲】
1. １．血管攣縮時の体液が充満した血管を拡張するための装置であり、この装置は 、内部に液体を含む内腔を有するカテーテルと、前記カテーテル内腔内に配置さ れ、波頭を生成するための波動発生手段と、前記波動発生手段に接続され、前記 波頭を生成するためのエネルギーを供給するためのエネルギー源と、 を含み、前記生成された波頭は内腔内の液体を伝搬して、カテーテル末端を通過 し、血管内の体液中を伝搬することを特徴とする、血管拡張装置。
2. ２．請求項１に記載の装置において、前記波動発生手段はレーザビームであり、 前記エネルギー源はレーザであることを特徴とする、血管拡張装置。
3. ３．請求項２に記載の装置において、前記レーザビームはパルスの形態を取り、 約１０ナノ秒〜３００マイクロ秒の持続時間を有することを特徴とする、血管拡 張装置。
4. ４．請求項３に記載の装置において、前記レーザパルスの波長は６００ｎｍより 短く１０００ｎｍより長いことを特徴とする、血管拡張装置。
5. ５．請求項２に記載の装置において、前記レーザはホルミウムレーザ、紫外線レ ーザ、あるいはパルス化グイ可視レーザであることを特徴とする、血管拡張装置 。
6. ６．請求項１に記載の装置において、前記カテーテル末端部は開放しており、前 記波頭は単にカテーテルを出て血管内を伝搬することでカテーテル末端から伝達 されることを特徴とする、血管拡張装置。
7. ７．請求項１に記載の装置において、前記カテーテルの末端は膜で閉じられてお り、前記波頭はこの膜を介してカテーテル末端から伝達されることを特徴とする 、血管拡張装置。
8. ８．請求項１に記載の装置において、前記波動発生手段はスパーク発生器、超音 波振動器、あるいは圧電振動器であることを特徴とする、血管拡張装置。
9. ９．請求項１に記載の装置において、前記内腔内の液体は、血液、クリスタロイ ド溶液、あるいはコロイド溶液であることを特徴とする、血管拡張装置。
10. １０．請求項１に記載の装置において、前記波動は水圧波、あるいは音波である ことを特徴とする、血管拡張装置。
11. １１．血管攣縮時に体液の充満した血管を拡張するための装置であり、この装置 は、 内部に液体を含む内腔を有するカテーテルと、前記カテーテル内腔内部に軸方向 に沿って配置されるレーザエネルギー伝導フィラメントであって、このフィラメ ントの端部は前記カテーテル末端部から距離をおいて配置され、これによってフ ィラメントから発せられるレーザエネルギーがカテーテル内腔内にキャビテーシ ョンバブル（気泡）を生成し、このバブルが波頭を生じさせるようなフィラメン トと、前記伝導フィラメントに接続されて、波頭を発生させるためのレーザエネ ルギーを供給するためのレーザエネルギー源と、を含み、前記波頭はカテーテル 内腔の液体中を伝搬し、カテーテル末端を通過して血管内の体液中を伝搬するこ とを特徴とする、血管拡張装置。
12. １２．請求項１１に記載の装置において、前記フィラメントから発せられるレー ザエネルギーはパルスの形態を取り、約１０ナノ秒〜３００マイクロ秒の持続時 間を有することを特徴とする、血管拡張装置。
13. １３．請求項１１に記載の装置において、前記フィラメントから発せられるレー ザエネルギーの波長は、６００ｎｍより短く１０００ｎｍより長いことを特徴と する、血管拡張装置。
14. １４．請求項１１に記載の装置において、前記レーザエネルギー源はホルミウム レーザ、紫外線レーザ、あるいはパルス化ダイ可視レーザであることを特徴とす る、血管拡張装置。
15. １５．請求項１１に記載の装置において、前記カテーテル末端部は開放しており 、前記波頭は単にカテーテルを出て血管内を伝搬することでカテーテル末端から 伝達されることを特徴とする、血管拡張装置。
16. １６．請求項１１に記載の装置において、前記カテーテルの末端は膜で閉じられ ており、前記波頭はこの膜を介してカテーテル末端から伝達されることを特徴と する、血管拡張装置。
17. １７．請求項１１に記載の装置において、前記波動は液体波あるいは音波である ことを特徴とする、血管拡張装置。