JPH07509146A - 超音波伝達装置 - 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】 発明の技術分野 本願発明は超音波伝達装置に関するものであり、特に、超音波供給源から最遠端 のチップまで最小限の損失で超音波エネルギーを伝達し、かつ、医療用に特に適 した超音波伝達装置に関ｒるものである。

発明の背景技術 バルーン式血管形成術の分野では、血栓やプラーク沈積物による血管の閉塞を減 少させる技術が確立されている。ここでは、最遠端に再膨張性バルーンが設けら れたカテーテルを患者の血管の中に挿入し、ガイドワイヤを用いて問題の閉塞部 （例えば、血栓）に届くまで観察装置と一緒にカテーテルを送り込む。そして、 バルーンを膨張させて閉塞を減少させる。このバルーン血管形成術は、動脈内バ イパス外科自衛の代替術として望ましいものではあるが残念ながら大きな問題が ある。例えば、血栓の場合にはこの形成術は効果がなく、また、安全性に問題が ある。血栓はバルーンの膨張では破壊されない場合が多く、再び閉塞が発生して しまう。また、バルーン血管形成術によって血管に大きな損傷を与えてしまい、 これが刺激となって血栓の形成や再閉塞が発生してしまう。

バイパス外科手術の代わりとしてカテーテルに基づく他の方法、例えば、レーザ ー型血管形成術や機械的ドリル、最近では、超音波血管形成術も提案されている 。例えば、超音波血管形成術装置は、本願出願の譲受人と同一譲受人に譲渡され ている同時係属出願Ｎｏ、４４９．４６５に開示されている。

一般的な超音波血管形成装置では、薄くて長い超音波伝達器具の最も遠い側の端 部に設けられているチップは、最も近い側の端部に設けられている電源に接続さ れている。標準的な血管形成技術を用いて、この伝達器具を患者の血管内に挿入 し、最も遠い側のチップが閉塞部に到達するまでこの伝達器具を誘導する。そし て、電源に電圧を印加すると超音波変位（ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ　ｄｉｓｐｌａ ｃｅｍｅｎｔ）が発生し、この超音波変位がチップに送出されて血栓が破壊され る。しかしながら、米国特許Ｎｏ、４．８７０，９５３に開示されている超音波 血管形成装置から分かるように、超音波伝達器具内に超音波エネルギーを流すと 過剰に熱が発生してしまい、この熱を取り除かないと患者の血管に多大な損傷を 与えてしまうことになる。従って、米国特許Ｎｏ、４，８７０，９５３に開示さ れている装置では冷却構造が設けられている。この構造では、超音波伝達器具は 冷却構、すなわち、カテーテルの中に配置されており、このカテーテルに生理溶 液を流して伝達器具全体を冷却している。

超音波血管形成術用の材料は超音波エネルギーを大幅に減衰させてしまうためほ とんどの材料で熱が発生してしまうことが分かった。従って、音響エネルギーは 熱エネルギーに変換されてしまう。冠状動脈を処置するには約１ｌ２５−１５０ Ｃのオーダーの距離だけ超音波エネルギーを送出しなくてはならず、この長さの 材質によって生じる減衰のためチップで十分な超音波変位を発生させるには極め て高い入力エネルギーレベルが必要になる。従って、一般的な超音波血管形成装 置で発生する熱により材料疲労の可能性が増し、その結果使用中に装置が破損す ることもある。

上述した特許出願４４９．４６５は、このような従来技術の有する問題点や危険 性を解決する新規な構成に関するものである。この出願に開示されているように 、超音波伝達器具は機械的Ｑ（クォリティーファクター）の高い材質からできて おり、伝達器具内を伝達される時に生じる超音波エネルギーの減衰を最小限に抑 え、熱の発生を最小限にしている。機械的Ｑが５０．０００以上のアルミニウム またはアルミニウム合金を使用するのが好ましい。適した合金としては、例えば 、ジュラルミン、ヒデウミニュム（ｈｉｄｕｍｉｎｉｕｍ）、ＡＬ−７０７５， Ａｌ−２０２４、Ａｌ−６０６１が含まれる。これにより、熱の発生をほとんど 防止でき、もはや伝達器具を駆動するために高いエネルギーレベルの超音波供給 源を使用する必要はなくなる。

上記超音波血管形成装置には様々な利点があり、また、従来得られなかったよう な結果も得られるが、超音波血管形成術をさらに調べである知見（ｏｂｓｅｒｖ ａｔｉｏｎＳ）を得て本願明細書に開示する発明をなすに至った。

超音波伝達器具が伝達する超音波エネルギーの減衰には、超音波伝達器具の断面 積が直接影響していることが判明した。つまり、断面の径が大きくなるほど伝達 される超音波エネルギーの減衰が低下し、低いエネルギーレベルの超音波エネル ギー源を使用することが可能になる。しかし、大きな断面径を有した超音波伝達 器具は柔軟性の少ない伝達部材で構成されることになり、このような部材は血管 に合わせて簡単に曲げることのできない場合がある。

また、機械的Ｑの高い材質で作製した断面の径が小さな超音波伝達器具は簡単に 破損や疲労を起こすことが判明した。このように、大変薄い超音波伝達器具は十 分な柔軟性を示すが、血管に挿入すると疲労や折り曲げにより破損する危険性も 極めて大きい。

通常の超音波血管形成装置を医者が使用する場合は、医者は装置を患者の血管の 中に挿入し、たいていの場合、著音波エネルギーが内部を流れている間伝達部材 の一部を手で掴んでいる。このため、超音波変位が著しく減衰するといった問題 が生じ、超音波血管形成装置の動作性能が極めて低下してしまう。

例えば、超音波メスのように従来の超音波医療器具の多くは２０　３０ｋＨｚの 周波数で作動しているが、装置を折り曲げた場合はこのような周波数では装置の 先端で最大変位を得ることはできないことが分かった。しかし、より最適な変位 を得るためにより高い周波数が必要になれば設計変数がさらに困難になってしま い、伝達される超音波エネルギーの減衰がさらに増大し、同じ変位の場合の内部 ストレスも増加してしまい疲労によって伝達器具が破損する傾向が高まる。一方 、超音波周波数が高かければ低い周波数の場合のような著しいエネルギー損失も なく、一層シャープな折り曲げが可能になる。このように、超音波血管形成装置 内で高い周波数を使用すれば血管や管腔内で使用する装置はより小さな半径でタ ーンすることが可能になる。

患者の安全が最も優先するため、装置の故障や破損の場合の患者への危険性を最 小にするよう超音波血管形成装置を設計する場合は注意しなくてはならない。

従って、本願発明の第１の目的は、装置内を伝達される超音波エネルギーの減衰 を最小にして少ないエネルギーレベルの超音波源を使用できる改良型超音波伝達 装置を提供することにある。

本願発明の第２の目的は、冠状動脈の処置だけでなく、湾曲または蛇行した経路 内に装置を挿入するようなその他の処置の場合に特に使用される超音波伝達装置 を提供することにある。

本願発明の第３の目的は、最も近い端部をエネルギーレベルの減少した超音波供 給源に接続した状態で最も遠い端部に最適な超音波変位を発生させる超音波伝達 器具を提供することにある。

本願発明の第４の目的は、所望の柔軟性や最大チップ変位を有し、適当な供給源 からチップへ伝送される超音波エネルギーのエネルギー損失が最小な超音波血管 形成装置を提供することにある。

本願発明の第５の目的は、機械的Ｑが高く耐疲労性や耐破損性に優れた材質でで きた超音波血管形成装置を提供することにある。

本願発明の第６の目的は、熱の発生が最小で、また、血管形成装置が壊れた場合 に患者を怪我から守る安全構造を備えた超音波血管形成装置を提供することにあ る。

本願発明の第７の目的は、装置がその内部で使用されるところの流体内における キャビテーションを最大にするよう構成されたチップが末端に装着された超音波 血管形成装置を提供することにある。

本願発明のその他の目的、効果、特徴は以下の詳細な説明から容易に理解できる 。新規な特徴は添付の請求項にて特に指摘する。

発明の開示 本願発明によれば、改良型超音波伝達装置は、エネルギー供給源に接続自在で超 音波変位を増幅するホーンと、機械的Ｑが比較的高い材質でできており周波数ｆ で超音波エネルギーを送出する伝達器具を備えている。伝達器具は半波長λ／２ の略倍数の長さのホーン状構造を呈しており、また、当該伝達器具はそれぞれの 長さがλ／２の倍数に略等しい複数のホーンセグメントで構成するのが好ましい 。ここで、λはｃ／ｆに等しく、Ｃは材質内の音の速度である。伝達器具にはホ ーンに接続された断面径Ｄ１の最近端部と断面径Ｄ２の最遠端部を有しており、 ここでり、＞Ｄ２である。超音波エネルギーで駆動されるチップは、超音波エネ ルギーを伝送するフレキシブルコネクタを介して伝達器具に接続されている。好 適な実施態様において、フレキシブルコネクタは各々の径がＤ２よりも小さい複 数のワイヤで構成されており、各ワイヤには、伝達器具の末端に接続された第１ 端部とチップに接続されて伝達器具から受け取った超音波エネルギーをチップへ 送る第２端部を備えている。

フレキシブルコネクタのワイヤは伝達器具の末端に直接接続してもよく、一実施 例では、このような接続を行うためベース部材を設けている。この実施例では、 ベース部材は略円筒形のハウジングで構成されており、このハウジングの一端に は径がり、に略等しくて伝達器具の末端を装着するための中央凹部が形成されて おり、また、もう一端にはそれぞれの径が各ワイヤの径に略等しくて複数のワイ ヤの第１端部を装着するための凹部が複数形成されている。

本願発明によれば、これら複数のワイヤは互いに絶縁されており、個別チューブ に構成することができるチューブ状チャンネル内にそれぞれ配設されている。

あるいは、チューブ状チャンネルは複管腔（ｌｕｍｅｎ）管路で構成してもよい 。チューブ状チャンネルの両端は開口させるのが好ましく、また、チューブ状チ ャンネルとその内部に配設されているワイヤが患者の血管の屈曲に従って曲がる ようチューブ状チャンネルをフレキシブルな材質で構成するのが好ましい。端部 が開口されているチューブ状チャンネルの内部には生理食塩水溶液などの適当な 流体を注入することができる。この溶液は伝達器具への超音波の負荷を減少し、 さらに、例えば、患者の血管の逆流を防止する。

本願発明の特徴として、伝達器具のセグメントのうち少なくとも血管内に挿入予 定のセグメントの周りにスリーブを周設する。使用状態では、患者の血管内に挿 入されるガイドカテーテルの内部に伝達器具を挿入する。スリーブの末端はワイ ヤを取り巻いているチューブ状チャンネルに固定されており、これにより先述の 流体用管路が形成される。

本願発明のその他の特徴としては、スリーブに接続されている入力管路によって スリーブへ流体が供給され、また、スリーブの最も近い端部に流体で連通してい るバルブがスリーブ内の流体の逆流を防止する役割を果たす。好適な実施例にお いて、入力管路にはスリーブの最も近い端部をホーンに接続する接合チャンネル が設けられている。また、前記バルブは、ホーンと同軸状に手で締め付けたキャ ップで構成されており、接合チャンネルとホーンの上に配設されており、また、 縦方向の超音波信号の節点に配置されている。

本願発明のその他の態様として、伝達器具の最も近い側の端部の少なくとも１つ のセグメントには保護カバーまたはシースが設けられており、このカバーまたは シースは伝達器具内の超音波振動の略節点の部分で終わっている。従って、医者 などのユーザーは、管腔内へ伝達器具をする場合は、伝達器具に直接触れること なく最も近い側の端部を握ることができる。これにより伝達器具の超音波振動の 著しい減衰を防ぐことができる。また、シースが設けられている部分のセグメン ト（または、複数のセグメント）に、超音波振動の節点に位置する円環ショルダ ーを設けてシースが万一変形するような場合にシースに接触するようにするのが 好ましい。患者の血管内に挿入されるガイドカテーテル内に装置を配設すると、 医者は伝達器具を前進させ、装置の先端、すなわち、チップがガイドカテーテル を乗り越えて血栓またはその他の取り除かなくてはならない障害物に接触させた り、あるいは、その近傍まで進める。保護シースの長さは超音波振動の節点の位 置の関数である。好適な実施例において、このシースは比較的硬く、シースの長 さが伝達器具の柔軟性全体に影響し、シースの剛性が伝達器具の柔軟性を減少さ せる傾向があるためシースの長さはできるだけ短くしなくてはならない。しかし ながら、シースの長さは、医者がガイドカテーテルの端より先へチップを移動さ せたいと考える距離ぐらいにすべきである。

流体は、スリーブと流体により連通しており、またさらに、フレキシブルコネク タのワイヤを取り巻いているチューブ状チャンネルとも流体により連通している 保護シースまで適当な供給源から供給される。

好適な実施例において、伝達器具はアルミニウム製であり、フレキシブルコネク タのワイヤはチタン製である。

本願発明のその他の特徴としては、キャビテーションを増加するようチップの表 面積は増加しである。一実施例において、チップは、最も近い側の円筒部と最も 遠い側の円筒部から構成されており、最も近い側の端部と先端部の各組よりも小 さな厚みの中間部によってこれらの円筒部は互いに接続されており、これにより チップの表面積は増加されている。本願明細書には異なる形状や構成を有するま た、最も近い側の部分を円筒状にしてもよい。最も遠い側の部分には凹面を設け てもよい。他の例では、チップの最も遠い側の部分をマツシュルーム状にしても よい。さらに別の例では、チップの最も遠い部分を「二重マツシュルーム状」と なるように構成してもよい。

図面の簡単な説明 以下に例として詳細な説明を行うが、本願発明はこれらの例に限定されるもので はない。添付図面を参照すればこの説明が理解し易くなる。

第１図は本願発明の超音波伝達装置の側面図であり、第１Ａ図は本願発明の伝達 器具を示しており、第１Ｂ図は第１Ａ図の伝達器具の長さと変位の関係をグラフ で表したものであり、 第２図は第１図の超音波伝達装置の最も近い側の端部近傍のスリーブ、保護シー ス、流体結合チャンネルの断面図であり、第３Ａ−３Ｄ図は、超音波伝達装置の フレキシブルコネクタとチップの各部分の図であり、 第４図は医者が使用するための準備が整った超音波装置の概略図であり、第５Ａ −５Ｃ図はそれぞれ本願発明の超音波伝達装置と一緒に使用可能なベース部材の 図であり、 第６Ａと６Ｂ図は、本願発明の超音波伝達装置と一緒に使用可能なチップの一実 施例であり、また、第６Ｃ図は他のチップを示したものであり、第７Ａ−７に図 は、本願発明の超音波伝達装置と一緒に使用可能なチップの他の実施例を示して いる。

発明の好適実施例の説明 ここで図面を参照する。図中、同一部材には同一符号を付している。特に、第１ 図を参照するがこの図には本願発明の超音波伝達装置の好適な実施例が示されて いる。便宜上、患者の管腔内の血栓を破壊するため超音波血管形成装置を患者の 管腔、一般的には患者の血管、内にすぐに挿入できる状態で装置を示しており、 また、そのような状態で装置の説明を行っている。しかしながら、本願明細書で 開示している超音波伝達装置は異なった分野で使用することもでき、冠状動脈の 血栓の血管形成や医療分野に限られるものではない。

第１図に示すように、超音波伝達装置１０は、ホーン１２、伝達器具１４、チッ プ１８、チップ１８を伝達器具１４へ接続するフレキシブルコネクタ２０から構 成されている。また第１図には、内部に超音波伝達装置を配設する包囲チューブ も示されている。このチューブの目的および構造を以下に説明する。

超音波伝達装置１０の所望の目的は、超音波伝達装置の長手軸方向にチップ１８ を往復運動（ｒｅｃｉｐｒｏｃａｌ　ｍｏｖｅｍｅｎｔ）させることにあり、こ の運動はチップの長手方向変位と呼ばれている。この超音波伝達装置では、この ような変位を行う最小の入力エネルギーを必要としながらもチップ１８の変位を 最大にするよう設計されている。例えば、超音波周波数で約２０μから６０μｐ −ｐ値のオーダーのチップ変位が望ましく、−用途ではこの変位は約３０μであ る。ホーン１２の最も近い側の端部から超音波伝達装置の先端のチップ１８まで の装置全体の長さは１００−１５０ｃｍの範囲である。歯冠内処置の場合はほと んどどの患者であってもこの長さは約１４０ｃｍである。その他の用途では、こ の長さは多少変化することもある。

適当なエネルギー源からホーン１２へ供給された超音波エネルギーは超音波伝達 装置の長さにわたって減衰される。従って、非常に高い（そして、潜在的に害の ある）入力エネルギーを要さずに所望のチップ変位を行うためこのような減衰が 最小になるよう伝達器具１４を設計している。このため約５０．０００以上と機 械的Ｑが極めて高い材質で伝達器具１４を構成する。適した材質としては、例え ば、ＡＬ−７０７５，ＡＬ−２０２４，ＡＬ−６０６１、ジュラルミン、ヒンデ ィミニウム（ｈｉｎｄｉｍｉｎｉｕ＋ｎ）のように同時係属出願Ｎｏ、４４９， ４６５に開示されているようなアルミニウムまたはアルミニウム合金がある。さ らに、好適な実施態様においては、伝達器具１４は長さ方向に配置された複数の ホーンセグメントから構成されている。これらのホーンセグメントは指数関数的 で段構造としたり、あるいは、当該技術分野に精通した者に周知な輪郭または形 状にしてもよい。各セグメントの長さはλ／２の倍数に略等しい長さとするのが 好ましく、ここで、λ＝　ｃ　／　ｆであり、ｆは伝達器具へ供給される超音波 エネルギーの周波数で、Ｃは材質中の音の速度である。ホーンセグメントは同じ 長さにする必要はなく、また、厚みが大きいセグメントの方が厚みの小さなセグ メントよりも減衰が少な（なる。また、好適な実施態様において、はぼ直線セグ メント、つまり、近い側の端部の径と先端側の端部の径が等しいセグメントをホ ーンセグメントと交互に配設する。ここで、この直線セグメントの長さはそれぞ れλ／２の倍数に等しく、また、第１Ａ図に示すように、ホーンセグメント１６ ａと直線セグメント１６ｂは交互に配置されている。ホーンセグメント１６ａの 長さは隣接する直線セグメント１６ｂの長さと同じにする必要はなく、セグメン ト１６ｂは必ずしもまっすぐでなくてもよい。

伝達器具の最も近い側の端部にあるホーンセグメント１６ａと直線セグメント１ ６ｂの長さは、最も遠い側の端部ではもっと長くなる。これは、最も近い側の端 部のセグメントの径が大きいほど変位の損失（ｄｉｓｐｌａｃｅ＋ｎｅｎｔ　１ ｏｓｓ）が少なくなるからである。また、長さがさらに長く、また、厚みもさら に大きなセグメントでは弾性が劣るため、冠状動脈の用途の場合は、伝達器具の 最も遠い側の端部の弾力性を増し、患者の血管の屈曲に沿うようにするのが好ま しい。

各ホーンセグメント１６ａは電気的変換器に似た変換器の役割を果たし、また、 入力超音波エネルギーの所定レベルに応じて発生する変位を増加させるよう機能 する。第１Ｂ図は、所定入力超音波エネルギーレベルに応じて伝達器具１４の長 さ方向の変位が変動する様子をグラフで示したものである。各ホーンセグメント １６ａは、この入力エネルギーレベルに応じて発生する変位を増加させる傾向が あるが、これに対して、交互に配設されている直線セグメント１６ｂはこの変位 を減衰するだけである。伝達器具の先端での変位は、最も近い側の端部で発生す る変位に比べて減少する場合がある。しかし、第１Ｂ図の減衰特性に示されてい るように、伝達器具１４の断面の大きさが一定で均一な場合に生じる減衰よりも 本願発明の伝達器具で発生する減衰の方がはるかに小さいことが分かる。

超音波伝達装置１０は患者の血管内で使用することを目的としているため、設計 についてはおのずと制約がある。例えば、伝達器具１４の厚みまたは断面の径は 、患者の血管内に挿入するのに十分なものでなくてはならず、さらに、伝達器具 はガイドカテーテル内に収納できるほどの薄さでなくてはならない。

さらにその他の例として、伝達器具１４の厚みは、柔軟性が失われすぎて血管の 通常の屈曲に沿って屈曲できないようではいけない。大変薄型の伝達器具であれ ば患者の血管内を簡単に挿通ずるフレキシブルな装置に対する要求を満足するが 、断面の径が一定な薄型の伝達器具では超音波変位の減衰が許容範囲を越えてし まい、このため、所望の変位を発生させるにはかなり高いレベルの超音波エネル ギー人力が必要になる。さらに、機械的Ｑが高い材質を使用する場合であっても 、断面径が一定な薄型伝達器具で所望のチップ変位を発生させるために必要とす る入力エネルギーの量では有害な熱を発生させてしまい、患者に負傷を負わせる 危険性がある。また、アルミニウムなどの材質の機械的Ｑは望ましい程の高さで あるが、比較的脆く、血管の屈曲に沿った薄型伝達器具を折り曲げと超音波変位 が組み合わさって生じる引っ張りストレスによって伝達器具が破壊される可能性 がある。

図に示すように、これらの問題はセグメント１６ａと１６ｂを交互に配置するこ とにより最小限に抑えられ、これにより、超音波変位の減衰は最小となる。また 、伝達器具１４の断面の径を最も近い側の端部の比較的大きな径Ｄ１から先端の 比較的小さな径Ｄ２へと減少させることができる。このように、伝達器具１４の うち患者の血管の屈曲に沿って曲がるよう柔軟性が必要な部分、すなわち、先端 部分では径を小さくして柔軟性を向上させる。また、（先端部分でも）ホーンセ グメントを使用することで第１Ｂ図に示すように減衰特性は改善される。一実施 例において、第１ホーンセグメント１６ａの最も近い側の端部の径り、は約１゜ ６ｍｍのオーダーで、伝達器具１４の先端側の径Ｄ２は約０．６３ｍｍのオーダ ーである。全体の長さがλ／２の倍数の単体ホーン型構造の伝達器具、例えば、 長さが１００−１５０ｃｍで連続的にテーパー加工を施した単体ホーンセグメン トを使用してもよいが、この単体ホーンセグメントでは、伝達器具の長さ方向に ほぼ規則正しくホーンセグメントと直線セグメントを配置した好適実施例の構造 の場合の減衰特性はど良好な特性は得られない。

ホーンセグメントと直線セグメントの長さはそれぞれλ／２の倍数に等しいが、 この倍数（ｍ）は各セグメントで同じにする必要はない。このように、セグメン トの長さは一般的にｍ、λ／２であり、ここで、ｉ＝１．　２．　３などである 。しかしながら、各セグメントの長さはλ／２の倍数であるため、隣接セグメン トは変位の腹（ａｎｔｉｎｏｄｅ）で接合することが分かる。これらの接合点は 比較的滑らかで、セグメントと次のセグメントの間に不連続部がない。一実施例 において、伝達器具１４は一体型構成とし、単一ブロックの材質から機械加工す るか、あるいは、押出し成形してもよい。

再び図１を参照する。ホーン１２は伝達器具１４の最も近い側の端部に接合され ており、好適態様において、ホーンと伝達器具は一体型に構成されている。ある いは、適当な接着剤、溶接、ネジ止め、または、超音波装置内の部品を接続する 際に用いる一般的な機械的手段を用いて伝達器具をホーンに固着してもよい。

ホーン１２の最も近い側の端部には、第４図に示すようなハンドピース８６のよ うなハンドピースを装着するためのハンドピースコネクタ２４が設けられている 。

このハンドピースは、電気エネルギーを超音波音響エネルギーに変換してホーン １２を駆動する従来の変換器で構成されている。

第１図にも示しているように、ホーン１２には超音波の節点に配置されている円 環ショルダー２６（つまり、ショルダー２６の間に変位節点が位置する）が一対 設けられている。これらのショルダーは第２図に示すようなＯリング４４のよう なＯリングを装着して、後で説明する流体供給チャンネル２８を液漏れしないよ うシーリングしている。節点にンヨルダー２６を設けているため、伝達器具１４ の変位に対するシーリングの影響は大きくない。

伝達器具の先端はフレキシブルコネクタ２０によってチップ１８に接続されてい る。上述の説明から、超音波伝達装置を血管内に挿入した場合は、超音波伝達袋 ｒＩ１１０の先端は残りの部分よりも大きな角度で折れ曲がることが分かる。従 って、フレキシブルコネクタ２０は高い柔軟性を有しながらも、内部を伝達され る超音波エネルギーによる内部ストレスに十分耐える強度にしなくてはならない 。

フレキシブルコネクタ２０を複数の薄いワイヤで構成し、これらのワイヤを伝達 器具１４の先端に固着することにより前記の用件を満たすことができる。好適な 実施例において、フレキシブルコネクタは複数のチタンワイヤで構成するが、適 当な数のワイヤで十分である。例えば、３または４本の平行ワイヤを用いるのが 好ましく、後で第３図を用いて説明するように、４本のワイヤを使用した実施例 が示されている。各ワイヤの径は、伝達器具１４に組み込まれている先端セグメ ントの断面径Ｄ２よりも小さい。一実施例において、チタンワイヤの径は均一で あり、各チタンワイヤの径Ｄ３は約０．２７ｍｍのオーダーである。

これらのチタンワイヤはのそれぞれは、伝達器具１４に組み込まれている先端セ グメントの端面に直接固着するのが最適であり、あるいは、伝達器具の先端セグ メントと一体に形成するのが最適である。さらに、送出されてくる超音波変位の 変換器としての役割を果たすホーン状に各ワイヤを構成すれば最も良い。しかし ながら、チタンワイヤをこのように直接接続したり、あるは、ワイヤと伝達器具 １４の末端を一体に構成すると、薄型チタンワイヤでホーン構造を形成する場合 のように機械的問題や組立上の問題が発生してしまう。従って、図に示す実施例 では、ベース部材２２を用いてチタンワイヤを伝達器具へ接続している。ベース 部材は伝達器具１４と同じ材質で構成してもよく、第５図にさらに詳細に説明し ているように、伝達器具１４の末端セグメントを装着するための中央凹部９２（ 第５Ａ図参照）とコネクタワイヤの末端をそれぞれ装着するための複数の凹部９ ４ａ、９４ｂも形成されている。

さらに、超音波伝達装置の組立を簡略化するため、ベース部材２２の中央凹部９ ２の均一な径Ｄ２は、直線セグメントである末端セグメント１６ｂを装着する大 きさである。この末端セグメントの長さは、つまり、凹部９２の長さはλ／２以 下である。従って、第１図から分かるように、ベース部材２２の上流側の最後の セグメント１６ａはホーンセグメントであり、超音波変位変換器としての役割を 果たす。ベース部材２２の凹部９２に挿入されている末端セグメント１６ｂ（第 １Ａに最も良く示されているように）の長さは、ベース部材を伝達器具１４へ機 械的に接続するのに十分な最小限の長さである。この末端セグメント１６ｂとチ タンワイヤは超音波変位を減衰させてしまうため、この末端セグメントとチタン ワイヤの全体の長さを最小にするのが望ましい。しかし、フレキシブルコネクタ ２０の長さをＬで表すと、ベース部材２２の長さはＬｂで表され、また、チップ １８の長さはり、（第１図に示すように）で表され、Ｌ＋ｔ、ｂ　＋Ｌ、＝にλ ゛／２となる。ここで、ｋは整数であり、λ゛はベース部材（当該明細書ではア ルミニウム）、フレキシブルコネクタ（チタン）、チップ（アルミニウム）から 構成された部分の有効波長である。使用状態では、フレキシブルコネクタ２０か らなるワイヤは、装置を使用している血管の構造に従って屈曲する。従って、隣 接ワイヤが互いに接触する可能性がある。ワイヤが互いに接触すると、超音波変 位が減衰し、過剰な熱が発生してしまう。このため、このような接触を防止する ため、チタンワイヤは互いに絶縁されている。一実施例においては、例えば、個 別フレキシブルチューブあるいは複チャンネル（あるいは複管腔）管路などでそ れぞれチューブ状チャンネルを構成し、この中にワイヤを収納して絶縁を行って いる。このようなチューブまたはチューブ状チャンネルは、プラスチック、ゴム 、あるいはその他医療分野で一般的に使用されている従来の柔軟性材料で構成し てもよい。後で説明するように、このようなチューブまたはチューブ状チャンネ ルはワイヤを機械的に絶縁するだけでなく、伝達器具への超音波の負荷を減衰さ せ、また、伝達器具が挿入されている管路内を流れる血液の逆流も防止するため 流体をその内部に流すことができる。生理食塩水などであるこの流体はコネクタ ワイヤの断面方向の振動を減少させ、ワイヤの長手方向の変位円滑にする。第３ Ａ−３Ｄ図を参照しながらフレキシブルコネクタ２０をさらに詳細に説明する。

理論的には一本のワイヤだけで十分であるが、所望の薄さの径では超音波エネル ギーを十分に伝えることができず、また、複数のワイヤであれば安全率が向上す るため、複数のワイヤをコネクタ２０に使用するほうが望ましい。ワイヤを構成 している材質の引っ張り強度は、伝達器具１４を構成している材質よりも大きい ため、超音波運動やコネクタの折り曲げによる疲労の危険性は比較的小さい。

にもかかわらず、複数のワイヤを使用すれば、全てのワイヤが同時に破損する可 能性はほとんどなくなる。このように、フレキシブルコネクタ２０はチップ１８ を伝達器具１４に結合するため、複数のワイヤを使用することによりチップが伝 達器具からとれてしまうような危険はほとんどなくなる。

さらに、ワイヤが複数であれば内部にもっと多くの超音波エネルギーを流すこと ができる。従って、伝達装置の動作効率を低下させずに装置へ供給される入力エ ネルギーを減少させることが可能になる。

チップ１８は、患者の血管内でキャビテーションを発生させるため超音波周波数 で往復駆動される。血栓の近くにある場合は、このようなキャビテーションは、 血栓の繊維基質（ｆｉｂｅｒ　ｍａｔｒｉｘ）内に捕まっている死んだ赤血球細 胞を排除する性質があり、これにより、血栓が分散して詰まりが取り除かれる。

また、このキャビテーション現象と、特に、チップ１８の形により、取り除かれ た赤血球細胞が患者の血流へ逆戻りしても害は無く、繊維基質は破壊されてしま う。しかしながら、他の用途では、キャビテーションはそれほど重要でない場合 があり、その場合はチップを最適な形状にする。

キャビテーションを最適化するため、表面積が増加するようチップ１８を構成す る。第６Ａ、６Ｂ、６Ｃ図に好適な態様のチップ例が示されており、また、他の 実施態様が第７Ａ−７に図に示されている。説明にあるように、好適実施態様の チップ１８は、フレキシブルコネクタ２０内のワイヤに接続された最も近い部分 と、好ましくは凹面状をした最も遠い部分と、最も近い部分と最も遠い部分を接 続し、かつ、最も近い部分または最も遠い部分のいずれか一方の径よりも小さな 厚みを備えた中間部とから構成されている。この実施例では、凹面形状に加えて 、チップ１８の最も遠い部分はほぼ切頭半回転楕円体をしており、一方、最も近 い部分は略円柱状をしている。最も近い部分と最も遠い部分の間に厚みの小さな 中間接続部を設けることにより、チップの表面に不連続部が発生し、第６Ａ図に 最も良く示されているように、この不連続部によって変位方向に対して垂直な方 向に表面積が増加する。

第１図に示すように、伝達器具１４はスリーブ４０の内部に収納されており、こ れによって伝達器具の回りに流体が流れるためのチャンネルが形成される。スリ ーブ４０は、ゴム、プラスチックまたは医療分野用のカテーテル内に一般的に使 用する適当な材質といったフレキシブルな材質からできている。スリーブ４０の 最も遠い側の端部はチューブ状チャンネルに接続されており、これらのチャンネ ルはフレキシブルワイヤ２０を包囲している。このスリーブの端部とチャンネル との接続は、液漏れしないようスリーブをチューブ状チャンネルに接続するため 接着剤、熱接合（ｔｈｅｒｍａｌ　ｂｏｎｄｉｎｇ）あるいは従来の他の手段を 用いて行ってもよい。また、可能性はないが、万一伝達器具が破損するような場 合にもスリーブ４０が伝達器具１４を収納する。従って、このスリーブによって 患者が怪我をする危険性が減少し、緊急時に患者の血管から超音波伝達装置を簡 単にすばやく取り除くことができる。

スリーブ４０の最も近い側の端部は液漏れしないよう保護シース３８に接続され ている。この保護シースがあるため、伝達器具１４の回りに形成されている流体 チャンネルは遮断されることがない。好適な実施例において、保護シース３８は 、医者が手で掴んだ時に変形しない程度の十分な強度をもった材質で構成しなく てはならない。図示されている超音波伝達装置を患者の血管内に挿入する時に、 伝達器具を確実にまた安定的に誘導するため医者または技術者は伝達器具１４の 最も近い側の端部を握りしめる傾向がある。振動節点以外の場所で伝達器具の一 部に接触する可能性があり、このような接触により伝達器具の超音波振動はかな り減衰してしまう。しかしながら、保護シース３８を設けることにより医者が伝 達器具を握りしめても医者の指がセグメント１６ａ、１６ｂに触れることがなく なる。このように直接接触することがなくなるため超音波振動の減衰が防止され る。従って、保護シース３８は二重の機能を果たす。つまり、伝達器具１４を取 り巻いている流体管路内に配置され、医者が伝達器具に接触することにより発生 する超音波振動の減衰を防止する。保護シース３８の長さは超音波振動節点で終 わる程度の長さであることが分かる。また、この保護シースの剛性が伝達器具の 柔軟性を低下させてしまうため長さは短い方が好ましい。しかし、伝達器具と一 緒に使用しているガイドカテーテルから離れて血栓の近くまでチップ１８を移動 させる距離だけ医者が伝達器具を進めることができるような十分な長さにすべき である。万一医者がシースを変形させた場合にシース３８が伝達器具に接触しな いよう伝達器具１４の変位節点にはスペーサー３７を設けてもよい。第２図に示 すように、これらのスペーサーは伝達器具上に形成してもよい。

通常の使用状態では、標準的な長さのガイドカテーテルの内部に伝達器具を挿入 し、また、伝達器具はその内部を移動する。ガイドカテーテルには１または複数 の止血弁が設けられており、これらの止血弁はチップ１８がガイドカテーテルの 末端から外へ出たその時に止血弁が保護シース３８に接触するような地点に配置 されている。この位置では、チップは血栓または障害物から離れている。医者は 、伝達装置をさらに進めてチップ１８を障害物の近くに持ってきたり、あるいは 、障害物に接触させたりする。そして、超音波伝達装置に電圧を印加する。この ように、伝達器具はガイドカテーテルの中でさらに先へと挿入されるものであり 、シース３８の長さは少なくとも伝達器具が移動する距離に等しい長さにしなく てはならない。伝達器具１４の断面の径は最も近い側の点部から最も遠い側の端 部方向へ漸次小さくなるため、伝達器具と取り囲んでいる流体チャンネルの内部 の容積は増加する。保護シースだけでなくスリーブの径も徐々に減少するのが望 ましいが、高価な特注設計となる場合があり、装置がコスト高になってしまう。

従って、保護シース３８の内径および外径は一定とし、同様に、スリーブ４０の 内径と外径も均一にする。当然のことではあるが、セグメント１６ａと１６ｂの 回りに流体管路が形成されるようスリーブと保護シースの内径は、この中に収納 されているセグメント１６ａと１６ｂの最大断面径よりも大きい。

保護シース３８の最も近い側の端部は、Ｙ型結合チャンネル３０によってシース 内へ供給されてくる適当な流体供給源と流体で連通している。第１図に示すよう に、また、第２図で説明しているように、結合チャンネル３０はホーン１２の少 なくとも最も近い側の部分の回りに配置されており、入力管路３６によって保護 シース３８に接続されている。このように、流体は、流体供給源からシリンジコ ネクタ３２、結合チャンネル３０、また、入力管路３６を経て保護シース３８ヘ ト流れていく。ホーン１２の輪郭は指数関数的なテーパー加工が施されており、 また、結合コネクタ３０は液漏れしないようホーンに固着されている。結合コネ クタ３０とＯリング４４と協働して液漏れ防止シールを行うキャップ３４を設け ることでこのような液漏れ防止接続を行っている。この結合チャンネル３０は従 来の止血アダプターでもよい。

超音波伝達装置の使用および作動の様子を説明する前に、第２図を参照する。

この図では、適当な供給源から伝達器具へ流体を供給する伝達器具１４の周りに 形成された流体管路が詳細に示されている。スリーブ４０の一部が図示されてお り、このスリーブの最も近い側の端部は保護シース３８の最も遠い側の端部に固 定されている。図の実施例では、スリーブ４０の最も近い部分の外径は保護シー スの最も遠い部分の内径へ接着剤で固着されている。はっきりとは図示されてい ないが、保護シースは伝達器具１４の１または複数のセグメントを覆っており、 変位節点で終わるのが好ましい。保護シース３８の最も近い側の端部はＹ型結合 チャンネル３０の最も遠い端部に配置されている入力管路３６に接着剤で固定さ れている。上述したように、また、第２図にはっきりと示されているように、結 合チャンネル３０には流体供給チャンネル３２が設けられている。すでに言及し たように、また、第４図に特に詳細に示されているように、この流体供給チャン ネルはルーア−０７クコネクタ（Ｌｕｅｒ　１ｏｃｋ　ｃｏｎｎｅｃｔｏｒ）に よってシリンジ８４に接続されている。このように、シリンジまたは他の所望な 流体供給源から供給される流体は、ルーア−ロックコネクタ４８、流体供給チャ ンネル３２、結合チャンネル３０、入力管路３６、保護シース３８を経てスリー ブ４０へ供給される。

第２図には、円環ショルダー２６によってホーン１２０表面に配置されたＯリン グ４４が明確に示されている。結合チャンネル３０は段付き内径を有しており、 この内径はＯリング４４に接する棚を形成している。Ｏリングはこの棚とホーン １２の周りに設けられた円環スペーサー４６の間に挟持されており、結合チャン ネル３０の内部に設けられている。結合チャンネルの最も近い側の端部には、キ ャップ３４に螺合するネジ山が螺刻されており、また、このキャップには、結合 チャンネルの内部まで延びてスペーサー４６に接触するネック部が設けられてい る。結合チャンネル３０、入力管路３６．０リング４４、スペーサー４６、キャ ップ３４は全てホーン１２の長手軸に同軸に配置されている。

保護シース３８と入力管路３６によって構成されているチャンネル内の流体がキ ャップ３４から漏れないよう液漏れシールを施すため、結合チャンネル３０の最 も近い側の端部にキャップを締め付けるとキャップのネック部がスペーサー４６ を０リング４４に圧接する。従って、結合チャンネル３０の内部に形成されてい る棚とＯリングとの間に液漏れシールが形成されるためＯリングを越えて液が流 れたり、キャップ３４から液が漏れることはない。

次に第３Ａ図−第３Ｄ図には、フレキシブルコネクタ２０の構造とフレキシブル コネクタがチップ１８を伝達器具１４へ接合する様子が詳細に示されている。

第３Ａ図はフレキシブルコネクタ２０の拡大側面図であり、第３Ｂ図は第３Ａ図 の線Ｂ−Ｂで見たチップ１８の断面図であり、第３Ｃ図は第３Ａ図の線Ｃ−Ｃで 見たフレキシブルコネクタの断面図であり、第３Ｄ図は第３Ａ図の断面図である 。

図に示した実施例において、フレキシブルコネクタは４本のワイヤ５０ａ、５０ ｂ、５０ｃ、５０ｄから構成されている。しかしながら、例えば、３本、５本な ど他の所望な数のワイヤを用いてもよい。ワイヤ５０ａ−５０ｄは対称的に配置 されており、各ワイヤはフレキシブルチューブ５４ａ、５４ｂ、５４ｃ、５４ｄ にそれぞれ収められている。第３Ａ、３Ｃ，３Ｄには個別フレキシブルチューブ が図示されているが、上述したように単−複管絞管路（ａ　ｓｉｎｇｌｅ　ｍｕ ｌｔｉ−１ｕｍｅｎ　ｃ。

ｎｄｕｉ　ｔ）を代わりに用いてもよい。便宜上、ワイヤ５０ａ−５０ｄの周り に設けられているチューブ状チャンネルを個別のフレキシブルチューブとして説 明する。

ワイヤ５０ａ−５０ｄは疲労やストレスによる破壊の可能性を最小にする高い引 っ張り強度を有している。すでに説明したように、ワイヤを形成する材質として はチタンが望ましい。このように、血管の屈曲に従って容易に折れ曲がるようワ イヤを十分な薄さにしても引っ張り強度が高いため大変強固である。上述したよ うに、伝達器具１４からチップ１８が外れてしまう危険性を最小限にするため、 このようなワイヤを複数使用する。また、すでに説明したように、複数のワイヤ を使用することにより伝達できる超音波のレベルが増し、このため、所望なチッ プ変位を行わせるため伝達器具へ供給しなくてはならない入力エネルギーのレベ ルは減少する。ワイヤ５０ａ−５０ｄの最も近い側の端部がベース部材２２に固 定され、また、これらのワイヤの最も遠い端部はチップ１８に固定されている様 子が第３Ｄ図に示されており、第５図を参照しながらこれらをさらに説明する。

複数の接続ワイヤ５０ａ−５０ｄとこれらの各フレキシブルチューブ５４ａ−５ ４ｅのほかに、フレキシブルコネクタ２０の内部には中央ガイドワイヤ管路５６ が設けられている。当該技術分野の者であれば、超音波伝達装置を患者の血管の 中に挿入すると、まず、ガイドワイヤが血管の管腔内へ挿入され、ガイドワイヤ に沿って管腔内へ導かれるよう超音波伝達装置がこのガイドワイヤへねじ込まれ ることが分かる。このガイドワイヤを収容するため、チップ１８には中央管路が 設けられており、ガイドワイヤ管路５６はこの中央管路の中まで延びており、フ レキシブルコネクタ２０の内部を貫通している。第３Ｄ図には、このガイドワイ ヤ管路の位置が最も良く示されており、ワイヤ５０ａ−５０ｄとこれらの各フレ キシブルチューブ５４ａ−５４ｄがガイドワイヤ管路５６を中心として対称に配 置されている様子が第３Ｃ図に示されている。第３Ｄ図に示すように、ガイドワ イヤ管路５６の最も近い側の端部はフレキシブルチューブ５４ａ−５４ｄの最も 近い側の端部近傍で終わってフレキシブルコネクタからガイドワイヤ５８が現れ 易いようにするのが好ましい。第４図に最も良く示されているように、ガイドワ イヤはスリーブ４０と保護シース３８から外に出ているのが望ましい。

第３Ｄ図に示すように、フレキシブルチューブ５４ａ−５４ｄの長さは、その内 部に納められている各ワイヤ５Ｑａ−５０ｄの長さよりも短い。従って、これら のフレキシブルチューブの最も遠い側の開口部６４ａ−６４ｄはチップ１８から 離れており、結合チャンネル３０から供給される生理食塩水などの流体（第２図 で説明したように）は患者の血管からフレキシブルチューブの中へ流体が流れ込 むのを防止している。また、フレキシブルチューブ５４ａ−５４ｄの各チューブ の最も近い側の端部がスリーブ４０に液漏れ防止状態に接着剤で固定されている 様子が第３Ｄ図にも示されている。一実施例において、フレキシブルチューブの 全てをスリーブが取り囲んでおり、フレキシブルチューブの最も近い側の端部に スリーブの最も遠い側の端部を装着固定するためのショルダーを設けてもよく、 その様子が第３Ｄ図に示されている。

チップ１８の最も遠い部分は切頭半回転楕円体になっている。このチップの最も 近い部分は略円筒形になっており、中間部分７０によって最も遠い部分６６と最 も近い部分６８が接続されている。第３Ａ、３Ｂ、３Ｄ図には、中間部７０の厚 みが最も遠い部分６６と最も近い部分６８の径よりも小さい様子が示されている 。この結果、中間部７０によって生じる不連続部のために、特に、変位方向に垂 直な方向でチップ１８の表面積が増加する。この不連続部によって最も近い部分 ６８にキャビテーション面７２、これに対向して最も遠い部分６６にキャビテー ション面７８が形成される。キャビテーション面を備えたチップ構成のその他の 例を第６Ｃ図と第７Ａ−７に図に示す。

第３Ｄ図に最も良く表されているように、最も近い部分６８には、ワイヤ５０ａ 、５０ｂ、５０ｃ、５０ｄ’の最も遠い側の端部を挿入固定する凹部７６ａ、７ ６ｂ、７６ｃ、７６ｄが形成されている。従って、凹部７６ａ−７６４の凹部の 径はワイヤ５０ａ−５０ｄの外径にそれぞれほぼ等しいことが分かる。これらの ワイヤは凹部７８ａ−７６ｄの内部へ接着固定される。ワイヤを最も近い部分６ ８へ固定する際に従来のその他の手段を使用してもよい。

また、第３Ｄ図には、伝達器具１４の最も遠い部分のセグメント１６ｂを固定す るための中央凹部が形成されたベース部材２２の対応凹部にワイヤ５０ａ−５０ ｄの最も近い部分が挿入固定されている様子が示されている。このように、すで に説明したように、ベース部材２２は伝達器具１４をフレキシブルコネクタ２０ に接続する機能を果たす。

伝達器具１４の最も遠い部分のセグメント１６ｂは超音波周波数で往復変位され 、同様に、ワイヤ５０ａ−５０ｄも往復変位されてチップ１８を超音波周波数で 駆動する。チップの超音波変位でキャビテーションを発生させて患者の血管中の 血栓を破壊する。

第４図には本願発明の超音波伝達装置が組み込まれた超音波装置の実施例が示さ れており、この超音波伝達装置は超音波エネルギー供給源８８と流体供給シリン ジ８４に接続されている。ここで、ハンドピース８６がホーン（第１図）のノ１ ンドピースコネクタ２４に固定されており、また、電気コネクタが超音波エネル ギー供給源８８からハンドピースまで延びている。ハンドピースには音響変換器 が内蔵されており、エネルギー供給源８８から電圧を印加されると伝達器具のホ ーンへ超音波エネルギーが供給され、これがチップ１８を駆動する。また、第４ 図には、チップ１８とフレキシブルコネクタ２０が螺着されたガイドワイヤ５８ が示されており、このガイドワイヤは患者の血管中にて超音波伝達装置を除去す べき血栓の近くまで前進誘導する役割を果たす。通常は、図に示されている超音 波伝達装置をガイドワイヤ５８に螺着して患者の血管中でワイヤを前進させる時 は超音波エネルギー供給源８８は停止する。従って、装置を前進させる間は医者 が伝達器具１４の一部を握っても悪影響はない。

当該技術分野に精通した者に周知な従来の蛍光板透視技術で観察して除去すべき 血栓の近（にチップ１８が来たら、超音波エネルギー供給源８８を起動させる。

好適実施例において、超音波エネルギーは４Ｏ−６０ｋＨｚの範囲の周波数で伝 達されるが本願明細書においてはこの周波数は約４５ｋＨｚである。この結果、 チップ１８は２０−６０μｐ−ｐ値のオーダーで往復変位し、上記の用途の場合 は、約３０μｐ−ｐ値で往復変位する。この時、医者はセグメント１６ａ、１６ ｂのいずれも直接握ってはならない。医者の指が直接これらのセグメントに触れ ると超音波変位が著しく減衰されてしまう。しかし、保護シース３８があるため チップを超音波変位させた状態で血栓の方へチップ１８を進める時に医者が伝達 器具１４を持つことがあっても超音波変位は安定する。チップ１８が血栓に近づ くまで保護シース３８を握って医者が伝達器具１４を前進させる。上で述べたよ うに、シースの長さは伝達器具の前進を行うに十分な長さである。チップを連続 的に超音波振動させるとキャビテーションが発生し、このキャビテーションが血 栓を破壊する。血栓全体またはかなりの部分を逃がしてしまって患者の循環系に 流れていく危険性が最小限になる。例えば、患者の血液やシリンジ８４（例えば 、適当な供給源）から供給される生理食塩水またはこれらの混合物の血栓近傍で の流動パターンはチップのデザインに影響されることが分かる。本願発明では、 キャビテーションを向上させ、チップの方向へ血栓を引き寄せるようチップ１８ は構成されている。しかしながら、本願発明の他の用途では、キャビテーション は付随的なものにすぎず、チップもそれに応じて設計されている。

フレキシブルコネクタ２０があるため、超音波伝達装置の最も遠い部分は患者の 血管の屈曲に簡単に対応することができる。引張強度が高い薄型のフレキシブル ワイヤを用いることにより伝達器具１４からチップ１８が取れてしまう危険性が 最小限になり、コネクタの超音波エネルギー伝達特性が向上する。さらに、Ｑが 高い材質で伝達器具１４を成形することにより超音波変位の減衰が最小になり、 都合の良いことに熱発生は最小になる。伝達器具１４の長さ方向に複数のホーン を配置することにより超音波変位が増幅される。従って、超音波エネルギー供給 源８８のエネルギーレベルは低くても伝達器具１４に著しい減衰が発生する場合 と同じ程度にチップ１８を変位することができる。

当該明細書には開示されていないが、上述したように、はとんどの用途において 、ガイドカテーテルはガイドワイヤ５８と一緒に使用し、また、図に示されてい る超音波伝達装置はこのガイドカテーテルの内部に収容されている。当然のこと ながら、医者が装置を押すとガイドカテーテルからチップ１８が現れる。上述し たように、保護シース３８の長さはこのような動きができる程の十分な長さにし な（ではならない。

第５Ａ−５Ｃ図には、伝達器具１４の最も遠い側の端部をフレキシブルコネクタ ２０に接続する好適な実施態様に係るベース部材２２が示されている。このベー ス部材があるため剛性が付与され、また、選択的に接続点を伝達器具１４のスト レス節点に位置させることができる。従って、ベース部材の全体の長さは最小に するのが望ましく、これにより剛性は最小となり、また、ストレス節点での接続 が維持される。第５Ａ図に示すように、ベース部材の長さは、最も遠い側のセグ メント１６ｂとワイヤ５０ａ−５０ｄの最も近い側の端部を十分に良好に接続で きるだけの長さである。従って、ベース部材２２の最も近い側の端部（線Ｃ−Ｃ で切断した図５０を参照）から延びている中央凹部９２の長さは伝達器具１４の 最も遠い側のセグメント１６ｂの長さにほぼ等しい。凹部９２の径は最も遠い側 のセグメント１６ｂ（第１Ａ図参照）径、すなわち、Ｄ２に等しいことが分かる 。

ベース部材の最も遠い側の端部には、最も遠い側の端部を線Ｂ−Ｂで切断した第 ５Ｂ図に示されているように、それぞれの径がワイヤ５０ａ−５０ｄの径、すな わち、Ｄ３であるワイヤ凹部９４ａ−９４ｄが設けられている。ワイヤ５０ａ− ５０ｄはワイヤ凹部９４ａ−９４ｄに接着固定されており、同様に、伝達器具１ ４の最も遠い側のセグメント１６ｂは凹部９２に接着固定されている。必要であ れば、ワイヤと最も遠い側のセグメントをベース部材２２に固定するその他の手 段として、例えば、超音波装置を相互に接続する場合に当該技術分野に精通した 者に周知な方法を用いてもよい。

円筒形のベース部材２２は、伝達器具１４と同じ材質で構成するのが好ましい。

このように、Ｑが高い材質、好ましくは、アルミニウムまたはアルミニウム合金 でベース部材を構成する。凹部９２．９４ａ−９４ｄを堅固な円筒形セグメント 状に機械加工すると図のようなベース部材ができる。

第６Ａと６Ｂ図には、上述した好適実施例のチップ１８が示されている。図にお いて、第６Ｂ図は最も近い部分６８の平面図であり、第６Ｂ図は線Ａ−Ａで切断 した部分断面図である。ここで、チップはキャビテーションが向上するよう構成 するが、用途が異なれば付随的にキャビテーションを発生させる他のデザインを 本願発明の超音波伝達装置に用いることができる。最も遠い部分６６には切頭半 回転楕円体７４になっており、６８の最も遠い部分と最も近い部分はともに円筒 形である。最も遠い部分または最も近い部分の径よりも少ない厚みの中間部７４ が、最も遠い部分と最も近い部分を接続している。この結果、チップの外面は中 間部で不連続になり、このため、最も近い部分６８にはキャビテーション面７２ が、また、最も遠い部分６６にはキャビテーション面７８が形成される。これら のキャビテーション面はそれぞれチップ１８の長手軸１０２に対して略垂直であ ることが分かる。

チップには、最も遠い部分、中間部、最も近い部分をそれぞれ貫通する中央ボア １０４が形成されており、上述のガイドワイヤ管路５６を挿入し、あるいは、ガ イドワイヤ５８（図示せず）用の管路として機能するようになっている。また、 第６Ａと６Ｂ図に示すように、フレキシブルコネクタ２０のワイヤ５０ａ−５０ ｄをそれぞれ挿入できるよう最も近い部分６８には凹部７６ａ−７６ｄが形成さ れている。これらのワイヤには長手軸１０２の方向に超音波変位が作用し、チッ プ１８は同じ超音波周波数で駆動されて患者の血管内または超音波伝達装置を収 容している他の流体内にキャビテーションを発生させる。約４Ｏ−６０ｋＨｚの 範囲の超音波周波数であれば、伝達器具１４を患者の血管内に挿入する時に発生 する鋭角な曲げを原因どする著しい減衰がフレキシブルコネクタ２０に発生せず 、２０μｍ６０μｐ−ｐ値の範囲の変位でチップを往復駆動できるため、チップ は約４Ｏ−６０ｋＨｚの範囲の超音波周波数で駆動するのが好ましい。さらに、 血栓を破壊する時にはエネルギー供給源８８（第４図参照）をパルスモードで作 動させてチップを駆動すればチップ１８に、例えば、フィブリン粒子などが堆積 しない。

第６Ｃ図には、第６Ａおよび６Ｂ図に示されているチップの変形例が示されてい る。図において、最も遠い部分はほぼ円筒形になっており、さらに別のキャビテ ーション面として機能する凹面８０が形成されている。

第７Δ−７に図には、超音波周波数で駆動されると十分なキャビテーションを発 生して血栓を破壊するチップ１８の他の実施例が示されている。第７Ａ図にはい わゆる逆マツツユルーム型のチップが示されており、このチップの全面は略平面 になっており、また、その最も近い側の部分は半球状になっている。

第７Ｂ図にはマツシュルーム型チップ１０８が示されており、これは第７Ａ図の 逆マツシュルーム型チップ１０６の逆、あるいは、相補型である。

第７Ｃ図には二重マツシュルーム型チップ１１０が示されている。これは、第７ Ａ図と第７Ｂ図の実施例のチップを中間部を用いて互いに接続して第６Ａ図に示 す前述のキャビテーション面７２．７８と同様にキャビテーション面を２面形成 した構造である。

第７Ｄ図には二重マツシュルーム型チップの他の例が示されている。ここで、最 も遠い側の半球状部分１１２は、反対方向を向いたもう一方の半球状部分へ中間 部１１６によって接続されている。

第７Ｅ図には第７Ｄの線Ｅ−Ｅに沿って切断したチップの断面が示されている。

この図から、中間部１１６の厚みは、例えば、最も遠い部分の半球状部１１２の 径よりも小さいことが分かる。この構成において、最も遠い部分と最も近い部分 にはそれぞれキャビテーション面１１３と１１４が形成されている。第７Ｄ図と 第７Ｅ図に示されているチップ構成の効果は、第６Ａ図に示されているチップ構 成の効果とほぼ同じである。

第７Ｆ図には、マツシュルーム状の最も遠い側の部分１１８とマツシュルーム状 の最も近い側の部分１２２の間に中間部１２２を設けた二重マツシュルーム構成 が示されている。中間部は円盤状とし、図に示されているように、センターポス ト１２４を用いて最も遠い部分１１８、中間部１２０、最も近い部分１２２を接 続する。第７Ｆ図に示すような構成では、最も遠い部分１１８に１つ、最も近い 部分１２２に１つ、また、中間部１２０に２つと合計４つのキャビテーション面 が形成されている。

第７Ｇ−７１図にはチップ１８のさらに別の実施例が示されている。ここで、最 も遠い側の部分１２６は略マツシュルーム状で、接続部１３０によって最も遠い 側のキャビテーション部１３２へ接続されている。第７エ図は、第７Ｇ図の線１ −１で切断したチップの断面図で、第７Ｇ図は最も遠い部分１２６の径よりも小 さな厚みの比較的薄いウェッブとして接続部１３０を示している。さらに、第７ １図には略円盤状の最も遠い側のキャビテーション部１３２が示されている。

最も遠い側の部分１２６にはキャビテーション面１３２が、また、最も遠い側の キャビテーション部１３２にはキャビテーション面１２９が形成されている。

最も遠い側のキャビテーション部１３２は、中間部１３４によって逆マツシュル ーム状の最も近い部分１３８に接続されている。この中間部は、第７Ｇ図の線Ｈ −Ｈで切断した第７Ｈ図にほぼ近い大きさで示されている。この図から分かるよ うに、中間部１３４は接続部１３０の薄いウェッブと同じように比較的薄いウェ ッブになっており、接続部１３０と約９０°交差させた配置になっている。中間 部１３４の厚みは最も近い部分１３８の径よりも小さい。従って、最も近い側の 部分１３８にはキャビテーション面１３６が形成されており、最も遠い側のキャ ビテーション部１３２にはキャビテーション面１３５が形成されており、これら のキャビテーション面は互いに向かい合っている。この実施例では、第７Ｇ−７ １図に示すように、最も遠い側の部分１２６に１つ、最も遠い側のキャビテーシ ョン部１３２に２つ、最も近い部分１３８に１つと合計４つのキャビテーション 面が設けられている。第７Ｇ−７１図に示されているチップから得られるキャビ テーション効果は、第７Ｆ図に示されているチップから得られるキャビテーショ ン効果にほぼ等しい。

第７Ｊ図にはキャビテーションを発生させる表面積が大きなさらに別の実施例の チップが示されている。このチップは長い半回転楕円体１４０で構成され、その 中央には切り込み部１４２が形成されており、このため、チップの外面は不連続 になり、キャビテーション面１４４と１４６が形成される。第７に図は第７Ｊ図 の線に−Ｋに沿って切断した図であり、キャビテーション面１４６の形を示して いる。キャビテーション面１４４はこの面とほぼ同じ形をしている。

本願発明の好適実施例に基づいて試験を行った。この試験から優れた結果が得ら れることが確認された。第１．２．４．６図に示されている実施例に基づくこれ らの試験を以下のようにまとめる。

変位 前方下行性左近状動脈（Ｌ　Ａ　Ｄ、　ｔｈｅ　１ｅｆｔ　ａｎｔｅｒｉｏｒ　 ｄｅｓｃｅｎｄｉｎｇ　ｃｏｒｏｎａｒｙ　ａｒｔｅｒｙ）の解剖学的モデルに 伝達器具１４、コネクタ２０、チップ１８を挿入した。

穿刺部位（ｐｕｎｃｔｕｒｅ　５ｉｔｅ）は大腿動脈であり、９−フレンチシャ ドキンズ左冠状動脈ガイドカテーテルでチップ１８をＬＡＤまで到達させる。チ ップの変位動作を従来のビデオで拡大して観察および測定した。結果は次の通り である。

入力パワー　変位（ミクロン） ８ワツト　１７．２ｐ−ｐ値 １０ワット　２０．Ｑｐ−ｐ値 １２ワット　２５．７ｐ−ｐ値 １４ワット　３１．５ｐ−ｐ値 １６ワツト　３４．３ｐ−ｐ値 １８ワット　３８．６ｐ−ｐ値 変位比較 本願発明の超音波伝達装置で得た変位と特許出願ｎｏ、４４９．４６５に開示さ れているタイプの装置で得た変位の比較を行った。本願発明の実施例の装置の全 体長は１２６ｃｍで、伝達器具１４は直線セグメントと長さ方向に交互に配置さ れた４つのホーンセグメントから構成されている。最も近い側の伝達器具の径Ｄ １は１．６ｍｍで、最も遠い側の径Ｄ２は０．５ｍｍである。本願発明と比較す る装置はワイヤで構成されており、全体の長さは１２５．５ｃｍであり、その径 は０．５ｍｍで長さ方向に一定である（以下、直線ワイヤ伝達器具と称す）。

どちらの伝達器具も、はぼ同じ輪郭のホーン（ホーン１２など）に接続し、約２ ８．５ｋＨｚの周波数で駆動する。試験にはモデルＡ−２００Ａのプランソンホ ーンアナライザを使用した。

折り曲げない場合：　伝達器具を曲げることなく直線の水タンクないで同じ入力 パワーレベルで両方の伝達器具を試験した。本願発明のチップ変位は６５．８μ であり、直線ワイヤ伝達器具のチップ変位は１１．４μであると測定された。

この値は本願発明で得た変位値の１７％にしかすぎない。

折り曲げる場合：　１８０°の角度で折り曲げて直径９ｃｍの曲線状にしたプラ スチックチューブの中に２つの伝達器具を（一度に）収容した。このプラスチッ クチューブは上述の水タンク内に配置した。測定の結果、このように折り曲げた 本願発明の装置のチップ変位は４２．９μで、直線ワイヤ伝達器具のチップ変位 は２．８μ以下であった。このように、伝達器具を折り曲げたため、チップ変位 は減少した。しかし、本願発明の装置では、折り曲げなかった場合に比べてその 低下率は約３４％にすぎなかったのに対して直線ワイヤ伝達器具では約７５％で あった。

フタ２０で伝達器具１４に接続したチップの柔軟性と直線ワイヤ伝達器具のチッ プの柔軟性を比較した。この比較の場合、クランプからチップの重力の中心まで の距離が１．３ｃｍとなるよう伝達器具の最も遠い側の端部の近くを締め付けた 。

本願発明では、コネクタはそれぞれの径が０．２５ｍｍの４本のチタンワイヤで 構成されており、一方、直線ワイヤ伝達器具の径は０．５ｍｍである。伝達器具 の断面積（つまり、４本のチタンワイヤの断面積と直線ワイヤ伝達器具の断面積 ）はいずれも０．１９６ｍｍ２であった。本願発明のチップを１ｍｍ偏向するの に必要な曲げ力は７グラムであったのに対して、直線ワイヤ伝達器具を１ｍｍ偏 向するのに必要な曲げ力は３５グラムであった。

血栓分解 超音波伝達装置の血栓分解有効性を、ＬＡＤ中に存在する牛の血栓のサンプルに 対して実験的に試験した。１２ワツトに設定した入力パワーで血栓分解を行った 。この血栓分解は、いったん入力パワーが１４ワツトに達すとより安定した。

病巣を破壊するのに装置が要した時間は、約５−６０秒と血栓のサンプルによっ て変化した。血栓をチップ１８の方へ引き寄せる効果がはっきりと観察されたが 、その時のＬＡＤ中での流速は約１０　２０ｍ１／ｍｉｎ、であった。

棗支竺 好適な実施例を参照しながら本願発明を説明してきたが、本願発明の思想および 権利範囲内で様々な変更を行うことが可能である。例えば、第７Ａ−７Ｋに示す チップの最も遠い側の端部に凹面を形成してもよい。さらに、本願明細書ではチ ップの構成として幾つもの例を図示し、また、説明してきたが、必要であれば他 の構成を用いても良い。しかしながら、この場合、血栓を破壊する最適なキャビ テーションが得られるようチップの表面積を増加させる。本願発明を別の用途で 用いる場合は、キャビテーションをほとんど発生しないようにチップを構成する 。

添付の請求項は本願明細書に開示されている実施例、また、すでに説明した変更 例や変形例、あるいは、これに準する全ての例を包括するよう解釈すべきもので ある。

Ｆ／６．５Ａ Ｆ２Ｏ，５Ｂ Ｆ２Ｏ，５Ｃ Ｆ／θ、６Ａ Ｆ／θ、６Ｂ Ｆ／θ、７Ａ　Ｆ／θ、７７９ ＦＩ６．７０　Ｆ／θ、７０ Ｆ／Ｇ、？Ｅ ＦＩｏ、　７Ｆ　ＦＩＧ、７Ｇ Ｆ／　Ｇ、　７ＨＦ／　Ｇ、　７１ フロントベージの続き （７２）発明者　スクリブナー、ロバート　エムアメリカ合衆国　コロラド州　 ８００２０　ブルームフィールド　ユニット　シー−２ウエスト　シックスス　 アヴエニュー

Claims (53)

【特許請求の範囲】
1. １．エネルギー供給源へ接続可能で、超音波変位を増幅するホーンと、機械的Ｑ が比較的高い材質で形成されており、周波数ｆでその内部を超音波エネルギーが 伝わる伝達手段であり、当該伝達手段はそれぞれの長さがλ／２（ここで、λ＝ ｃ／ｆ、ｃは前記材質中の音の速度）の倍数にほぼ等しく、当該伝達手段の長手 軸方向に分配された複数のホーンセグメントから構成されており、また、当該伝 達手段の最も近い側の端部の断面径はＤ１で、その最も遠い側の端部の断面径は Ｄ２であり、ここでＤ１＞Ｄ２であるところの伝達手段と、 前記超音波エネルギーで駆動ずるチップと、その内部を超音波エネルギーが伝わ るフレキシブル手段であって、当該フレキシブル手段の第１の端部は前記伝達手 段の最も遠い側の端部に接続されており、また、第２の端部は前記チップに接続 されて、前記伝達手段から受け取った超音波エネルギーを前記チップへ伝えるフ レキシブル手段とから構成されていることを特徴とする超音波伝達装置。
2. ２．前記フレキシブル手段は、各径がＤ２以下の複数のワイヤで構成されている ことを特徴とする請求の範囲第１項記載の超音波伝達装置。
3. ３．前記フレキシブル手段は、前記複数のワイヤをそれぞれ絶縁する手段をさら に備えていることを特徴とする請求の範囲第２項記載の超音波伝達装置。
4. ４．前記複数のワイヤの前記第１の端部を前記伝達手段の前記最も遠い側の端部 に接続するベース部材をさらに備えていることを特徴とする請求の範囲第３項記 載の超音波伝達装置。
5. ５．前記ベース部材の長さはＬｂで、前記フレキシブルコネクタ手段の長さはＬ で、前記チップの長さはＬｔで、Ｌ＋Ｌｂ＋Ｌｔ＝ｋλ′／２で、ここでｋは整 数であり、λ′＝ｃ′／ｆで、ｃ′は前記ベース部材、前記フレキシブルコネク タ手段、前記チップ内での音の有効速度であり、ｆは前記超音波エネルギーの周 波数であることを特徴とする請求の範囲第４項記載の超音波伝達装置。
6. ６．前記ベース部材はほぼ円筒形のハウジングから構成されており、当該ハウジ ングの一端には前記伝達手段の前記最も遠い側の端部を装着するＤ２にほぼ等し い径の凹部が中央に開口されており、また、当該ハウジングの他端には前記複数 のワイヤの前記第１の端部を装着するための複数の凹部が開口されていることを 特徴とする請求の範囲第４項記載の超音波伝達装置。
7. ７．前記フレキシブル手段の前記ワイヤのそれぞれは、前記伝達手段の材質とは 異なる引張強度を持った材質からできていることを特徴とする請求の範囲第２項 記載の超音波伝達装置。
8. ８．前記複数のワイヤのそれぞれを絶縁する前記手段は、前記ワイヤの回りに周 設されたチューブ状チャンネル手段から構成されていることを特徴とする請求の 範囲第３項記載の超音波伝達装置。
9. ９．前記チューブ状チャンネル手段は、それぞれが各ワイヤの回りに周設された 複数のフレキシブルチューブから構成されていることを特徴とする請求の範囲第 ８項記載の超音波伝達装置。
10. １０．前記伝達手段は、それぞれの長さがλ／２の倍数にほぼ等しく、前記ホー ンセグメントの間に配置されている複数の直線セグメントからさらに構成されて いることを特徴とする請求の範囲第８項記載の超音波伝達装置。
11. １１．前記伝達手段は、前記超音波伝達装置を使用する管腔内に挿入すべき少な くとも前記ホーンセグメントと前記直線セグメントの回りに周設されたスリーブ から構成されており、当該スリーブの最も近い部分の端部と最も遠い部分の端部 は前記チューブ状チャンネル手段に固定されていることを特徴とする請求の範囲 第１０項記載の超音波伝達装置。
12. １２．前記スリーブはフレキシブルな材質で形成されており、当該スリーブの内 径は長手方向のどの位置においても長手方向の同じ位置にある前記伝達手段の径 よりも大きいことを特徴とする請求の範囲第１１項記載の超音波伝達装置。
13. １３．前記チューブ状チャンネル手段の最も遠い側の端部は前記チップから離れ ており、また、開口形成されていて前記チューブ状チャンネル手段内に流体を流 せるようになっていることを特徴とする請求の範囲第１１項記載の超音波伝達装 置。
14. １４．前記スリーブの内径は前記伝達手段から離れていて流体チャンネルを形成 しており、また、前記超音波伝達装置は前記流体チャンネルを介して前記チュー ブ状チャンネル手段へ流体を供給して前記伝達手段へ潤滑剤を供給するとともに 前記伝達手段の横方向の振動を減少させる流体供給手段をさらに備えていること を特徴とする請求の範囲第１３項記載の超音波伝達装置。
15. １５．前記流体供給手段は、前記スリーブの最も近い側の端部に接続されていて 当該スリーブへ流体を接続する入力管路と、前記スリーブの前記最も近い側の端 部と流体で連通していて前記スリーブヘの流体の逆流を防止する弁手段とから構 成されていることを特徴とする請求の範囲第１４項記載の超音波伝達装置。
16. １６．前記流体供給手段は、前記スリーブの前記最も近い側の端部を前記ホーン に接続する接続チャンネルをさらに備えており、また、前記弁手段は、前記接続 チャンネルと前記ホーンの上に配設され、長手方向の超音波振動の節点でＯリン グを封止するよう動作可能な手動締め付けキャップから構成されていることを特 徴とする請求の範囲第１５項記載の超音波伝達装置。
17. １７．前記ホーンの前記長手方向の超音波振動の節点位置には一対の円環ショル ダーが設げられており、前記Ｏリングの位置を定めていることを特徴とする請求 の範囲第１６項記載の超音波伝達装置。
18. １８．前記スリーブに対して液漏れしないよう接合されており、また、前記管腔 内に前記伝達手段を誘導する時にユーザーが前記伝達手段の前記最も近い側の端 部を握っても前記伝達手段の超音波振動をほとんど減衰させることのないよう前 記伝達手段の前記最も近い側の端部の少なくとも１つのセグメントの表面に設け られた保護シースをさらに備えていることを特徴とする請求の範囲第１４項記載 の超音波伝達装置。
19. １９．前記保護シースが設けられている前記少なくとも１つのセグメントの超音 波振動節点に複数の円環ショルダーを配設して前記シースが変形するような場合 に前記シースと接触させ、また、前記シースの内径と前記伝達手段は離れて配設 されているため前記スリーブの流体チャンネルと流体によって導通する流体管路 が形成されることを特徴とする請求の範囲第１８項記載の超音波伝達装置。
20. ２０．前記チャンネルに流体を供給する前記手段は前記保護シースに接合されて おり、また、当該流体はさらに前記チューブ状チャンネル手段と前記流体チャン ネルから前記流体管路へ逆流するのも防止していることを特徴とする請求の範囲 第１９項記載の超音波伝達装置。
21. ２１．前記ホーンセグメントは前記伝達手段の周りにほぼ規則的に配置されてい ることを特徴とする請求の範囲第１項記載の超音波伝達装置。
22. ２２．前記伝達手段は、それぞれの長さがλ／２の倍数であり、前記ホーンセグ メントの間に配置された直線セグメントを備えており、また、前記伝達手段は、 前記伝達手段の最も近い側の端部の少なくとも１つのセグメントに設けられ、ま た、ユーザーが握った時に変形して前記伝達手段に接触しないため超音波振動を 減衰しない比較的堅固な材質からできている保護シースをさらに備えていること を特徴とする請求の範囲第２１項記載の超音波伝達装置。
23. ２３．前記保護シースの最も遠い側の端部は、前記伝達手段中の超音波振動節点 にほぼ位置していることを特徴とする請求の範囲第２２項記載の超音波伝達装置 。
24. ２４．前記伝達手段はアルミニウムで出来ており、前記フレキシブル接続手段の ワイヤはチタンでできていることを特徴とする請求の範囲第２項記載の超音波伝 達装置。
25. ２５．前記ホーンと伝達手段は一体構成になっていることを特徴とする請求の範 囲第２４項記載の超音波伝達装置。
26. ２６．前記チップは流体中のキャビテーションを向上させるよう構成されている ことを特徴とする請求の範囲第１項記載の超音波伝達装置。
27. ２７．前記チップは、それぞれ固有の径を有した最も近い部分と最も遠い部分を 備えており、当該最も近い部分と最も遠い部分の各径よりも少ない厚みの中間部 によってこれらの部分は相互に接合されており、当該最も近い部分、中間部、最 も遠い部分の長手軸は共通であることを特徴とする請求の範囲第２６項記載の超 音波伝達装置。
28. ２８．前記最も近い部分、中間部、最も遠い部分は一体に構成されており、前記 フレキシブル接続手段は前記最も近い部分に固定されていることを特徴とする請 求の範囲第２７項記載の超音波伝達装置。
29. ２９．前記最も遠い部分はほぼ切頭半回転楕円体の形をしており、前記最も近い 部分は円筒形であることを特徴とする請求の範囲第２７項記載の超音波伝達装置 。
30. ３０．前記最も遠い部分と最も近い部分の両方とも円筒形であることを特徴とす る請求の範囲第２７項記載の超音波伝達装置。
31. ３１．前記最も遠い部分は凹面を備えていることを特徴とする請求の範囲第３０ 項記載の超音波伝達装置。
32. ３２．前記最も近い部分、中間部、最も遠い部分には前記チップ、前記フレキシ ブル手段、前記伝達手段を管腔内に誘導するガイドワイヤを装着るための共通の 長手方向チャンネルが形成されていることを特徴とする請求の範囲第２７項記載 の超音波伝達装置。
33. ３３．前記フレキシブル手段には、前記ガイドワイヤ装着用前記共通長手方向チ ャンネルと導通している中央チャンネルが形成されていることを特徴とする請求 の範囲第３２項記載の超音波伝達装置。
34. ３４．前記共通長手方向チャンネル内に収容されている中央ガイドワイヤ管路と 、前記チップと前記フレキシブル手段の中へ前記ガイドワイヤを誘導する前記中 央チャンネルとをさらに備えていることを特徴とする請求の範囲第３３項記載の 超音波伝達装置。
35. ３５．前記最も近い部分の径は、前記量も遠い部分の径にほぼ等しいことを特徴 とする請求の範囲第２７項記載の超音波伝達装置。
36. ３６．前記伝達手段は、それぞれの長さがλ／２の倍数にほぼ等しく、また、前 記ホーンセグメントを分離する直線セグメントを備えていることを特徴とする請 求の範囲第１項記載の超音波伝達装置。
37. ３７．連続的に配役されている前記ホーンセグメントの間に設けられている直線 セグメントの長さは、連続的に配役されている当該ホーンセグメントいずれか一 方のセグメントの長さとは異なることを特徴とする請求の範囲第３６項記載の超 音波伝達装置。
38. ３８．前記各ホーンセグメントの最も遠い側の端部の径は、最も近い側の端部の 径よりも小さいことを特徴とする請求の範囲第３６項記載の超音波伝達装置。
39. ３９．前記ホーンセグメントは前記伝達手段に沿ってほぼ均一に配置されている ことを特徴とする請求の範囲第３６項記載の超音波伝達装置。
40. ４０．エネルギー供給源に接続自在で、超音波変位を増幅する入力ホーンと、機 械的Ｑが比較的高くて周波数ｆで超音波エネルギーを伝達する材質からできてお り、また、λ／２（ここでλ＝ｃ／ｆであり、ｃは当該材質中での音の速度）の 倍数にほぼ等しい長さを有したホーン状伝達器具であって、当該ホーン状伝達器 具の最も近い側の端部の断面径はＤ１で前記入力ホーンに接続されており、また 、最も遠い側の端部の断面径はＤ２で、ここで、Ｄ１＞Ｄ２であるところのホー ン状伝達器具と、 前記超音波エネルギーで駆動されるチップと、超音波エネルギーを伝達するフレ キシブル手段であって、その第１の端部は前記ホーン状伝達器具の前記最も遠い 側の端部に接続されており、また、その第２の端部は前記チップに接続されてい て前記ホーン状伝達器具から受け取った超音波エネルギーを前記チップへ伝達す るものであり、当該フレキシブル手段はそれぞれの径がＤ２以下の複数のワイヤ から構成されていることを特徴とする超音波伝達装置。
41. ４１．前記フレキシブル手段は前記複数のワイヤをそれぞれ絶縁する手段を備え ていることを特徴とする請求の範囲第４０項記載の超音波伝達装置。
42. ４２．前記ワイヤのそれぞれは、前記ホーン状伝達器具の前記材質とは引張強度 が異なる材質からできていることを特徴とする請求の範囲第４１項記載の超音波 伝達装置。
43. ４３．前記複数のワイヤをそれぞれ絶縁する前記手段は、前記ワイヤに回りに周 設されているチューブ状チャンネル手段から構成されていることを特徴とする請 求の範囲第４２項記載の超音波伝達装置。
44. ４４．前記チューブ状チャンネル手段は、各ワイヤの回りに周設された複数のフ レキシブルチューブからなることを特徴とする請求の範囲第４３項記載の超音波 伝達装置。
45. ４５．前記ホーン状伝達器具の少なくとも一部はスリーブの中に収容されており 、当該スリーブはフレキシブルな材質でできていて、最も近い側の端部と前記チ ューブ状チャンネル手段に固定された量も遠い側の端部を有していることを特徴 とする請求の範囲第４３項記載の超音波伝達装置。
46. ４６．前記チューブ状チャンネル手段の最も速い側の端部は、前記チップから離 れて設けられていて前記チューブ状チャンネル手段へ流体を流せるよう開口形成 されていることを特徴とする請求の範囲第４５項記載の超音波伝達装置。
47. ４７．前記スリーブを介して前記チューブ状チャンネル手段へ流体を供給して前 記ホーン状伝達器具へ潤滑剤を供給し、また、前記ホーン状伝達器具の横方向の 振動を減少させる流体供給手段をさらに備えていることを特徴とする請求の範囲 第４６項記載の超音波伝達装置。
48. ４８．液漏れしないよう前記スリーブに接合されており、また、管腔内へ前記伝 達器具を誘導する際にユーザーが前記ホーン状送信器具の最も近い部分を握るこ とができ、前記伝達器具の超音波振動をほとんど減衰させることのないよう前記 ホーン状送信器具の前記最も近い部分に配設された保護シースをさらに備えてい ることを特徴とする請求の範囲第４７項記載の超音波伝達装置。
49. ４９．前記保護シース、前記スリーブ、前記チューブ状チャンネル手段は、前記 流体供給手段から前記チップへ延びた流体管路から構成されており、また、さら に前記流体は前記流体管路中の逆流を防止することを特徴とする請求の範囲第４ ８項記載の超音波伝達装置。
50. ５０．前記ホーン状伝達器具はアルミニウムからできており、前記フレキシブル コネクタの前記ワイヤはチタンからできていることを特徴とする請求の範囲第４ ０項記載の超音波伝達装置。
51. ５１．超音波伝達器具へ接続自在な最も近い部分と、最も遠い部分と、 前記最も近い部分と最も遠い部分を接続する中間部とから構成されており、前記 最も近い部分と最も遠い部分はそれぞれ固有の径を有しており、前記中間部の厚 みは前記最も近い部分と俵も遠い部分の各径よりも小さく、前記最も近い部分、 最も遠い部分、中間部の長手方向軸は共通しており、前記最も遠い側の部分はほ ぼ切頭半回転楕円体の形状をしていて平面が形成されており、また、前記最も近 い部分は円筒形になっていることを特徴とする、駆動時に長手方向に往復変位を 行う超音波伝達装置用チップ。
52. ５２．超音波伝達器具へ接続自在な最も近い部分と、最も遠い部分と、 前記最も近い部分と最も遠い部分を接続する中間部とから構成されており、前記 最も近い部分と最も遠い部分はそれぞれ固有の径を有しており、前記中間部の厚 みは前記最も近い部分と最も遠い部分の各径よりも小さく、前記最も近い部分、 最も遠い部分、中間部の長手方向軸は共通しており、前記最も遠い側の部分はマ ッシュルーム状で、また、前記最も近い部分は逆マッシュルーム状であることを 特徴とする、駆動時に長手方向に往復変位を行う超音波伝達装置用チップ。
53. ５３．超音波伝達器具へ接続自在な最も近い部分と、最も遠い部分と、 前記最も近い部分と量も遠い部分を接続する中間部とから構成されており、前記 最も近い部分と量も遠い部分はそれぞれ固有の径を有しており、前記中間部の厚 みは前記最も近い部分と最も遠い部分の各径よりも小さく、前記最も近い部分、 最も遠い部分、中間部の長手方向軸は共通しており、前記中間部には円盤状中間 部が接続されており、当該円盤状中間部は前記最も遠い部分と最も近い部分の中 間に配設されていることを特徴とする、駆動時に長手方向に往復変位を行う超音 波伝達装置用チップ。