JPS62502850A - レ−ザ血管形成術 - 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、外科用器具及び方法に係わシ、特に、アテローム性動脈硬化症等を処 置するためにレーザ外科（例えば血管形成術）を行うためのシステム、装置及び 方法に関する。

アテローム性動脈硬化症は、動脈、特に大動脈壁の厚化及び硬化を生ぜしめる病 気であシ、動脈管腔内における線維性の血小板の増加と言う病変を特徴とするも のである。血小板は、腹大動脈、冠状動脈および瑣動脈内に最も多く分布し年令 と共に次第に増加する。血小板は、一般に、ドーム形状で不透明で輝きのある表 面を呈しておシ、膨大して内腔となる。典型的な病変は、脂肪質及び壊死した細 胞片の中心核を肱原質械維筋層が憶うことである。また、複雑な病変には、カル シウム沈着並びに種々な程度の壊死、血栓症及び潰潟が含まれる。

血小板並びに関連の付着による動脈管腔の変形で血流が塞流され、高血圧となシ 、処置しない場合には、最終的に虚血性心臓病となる。１９８４年において米国 での死因の筆頭はアテローム性冠状動＠硬化症であシ、毎年、５００万人もの米 国人の命を奪っておシ、これは大まかに見て癌による死亡者数の約２倍である。

アテローム性冠状動脈硬化症の治療として現在のところ薬物治療、胸部外科処置 及び経皮血管形成術が挙げられる。薬物治療は、主として、利尿薬、抗アドレナ リン作慟剤、血管拡張剤及び血管緊張尉止剤を用いての高血圧の制御に向けられ ている。薬物治療の目標は、動脈の血圧を通常のレベルに戻し、それにょ）、患 者の心臓、腎及び他の器官に対するストレスを減少することである。

しかしながら残念なことに、薬物治療には副作用が伴い、進行性或いは急性アテ ローム性動脈硬化の制御では頼ることができな−。

アテローム性冠状動脈硬化症の最も由々しい事例においては、典型的にＮ胸部が 行われて、謂ゆる「バイパス（側路）」手術が行われている。このバイパス術に おいては、閉塞した冠状動脈に対して迂回路を形成するために、血管（通常は患 者の腫の血管）が用いられている。

この場合、血管の一端は、大動脈に接続され、そして他端は、閉塞した血管の閉 塞部を越えた個所に接続されている。このバイパス外科術は、一般に、受認され た外科方法となってはいるが、相当大きな罹病率の危険を伴い、１９８４年代の ドル価値で２５０００ドルないし４００００ドルの費用を必要とし、そして一般 には長期に亘る入院看護が要求される。更に、この方法は、往々にして、心臓近 傍の動脈に限定され、そして長期間予後は満足すべきものではない。バイパス移 植の約５％は、術後１年以内に閉塞してしまうことが予想され、しかもこの期間 中、生来の動脈も完全に閉塞し、繰返して手術を必要とすることも希ではない。

最近、先端に小さいバルーンの付いたカテーテルであって、穂々な動脈内に経皮 的に通して膨ませ、部分的閉塞領域を拡張することができるカテーテルが開発さ れた。

この方法は、バイパス外科術に対する損傷性の少ない代替法として成る程度受入 れられてはいるが、このバルーン血管形成法は単に、アテローム性動脈硬化狭窄 部を再転位するに過ぎない。再発の頻度数は、３０％も高く、しかもこのような 再発は、処置された病変の数並びに血管形成後の時間の関数として増加する。

血管形成に対する別の試みとしてレーザ治療が示唆されている。例えば、光フア イバ導波管を有するカテーテルを閉塞した血管内に通し、アテローム性動脈硬化 病変部近傍に位置付けて作動し、血小板を分解する方法が提案されている。この ような方法に用いられる装置が、例えば、１９８０年６月１７日付杖のＣｈｏｙ 　の米国特許第４２０７８７４号及び１９８４年５月１５日付けのＬｏ＠ｂの米 国特許第４４４８１８８号に開示されている。また、一般的文献として、Ａｒｇ 　Ｂｒａｇ　Ｃａｒｄｉｏｌ　、第３４巻、９号（１９８０）に掲載のＭａｒｃ ｒｕｚ他の「Ｐｏ５ｓＩｂｌｌｉｄａｄｅｓ他の「Ｌａ５ｅｒ　Ｄｉｓｓｏｌｕ ｔｉｏｎ　ｏｆ　Ｃｏｒｏｎａｒｙ　Ａｔｈｓｒｏａｃｌ＠ｒｏｍ１ｉ０ｂｓｔ ｒｕｃｔｉｏｎ　Ｊ　、Ａｍａｒ　Ｊ、Ｃａｒｄｉｏｌ　、第５巻、頁１１９９ −１２０５（１９８２）に掲載のＡｈ＠１ｇ他の「Ｅｆｆｅｃｔｓ　ｏｆ　Ｃａ ｒｂｏｎＤｉｏｘｉｄｅ　、Ｎｄ：ＹＡＧ、ａｎｄ　Ａｒｇｏｎ　Ｌａｍｅｒ　 ＲａｄｌａｔＩｏｎ　ｏｎ　Ｃｏｒｏ−ｎａｒｙ　Ａｔｈａｒｏｇｃｌａｒｏｓ ｉｓ　Ｐｌａｑｕｓｇ　Ｊ　、Ａｍａｒ　Ｊ、Ｃａｒｄｉｏｌ　。

第５０巻、頁１２０６−１２０８（１９８２年１２月）に掲載のＣｈｏｉｒ他の 論文「Ｔｒａｎｓｌｕｍｌｎａｌ　Ｌａｍｅｒ　Ｃａｔｈｅｔｅ’ｒ　Ａｎｇｌ ｏｐｌａｓｔｙＪ。

Ａｍｅｒ　Ｊ、　ＣａｒｄＩｏｌ、第５０巻、頁１２０９−１２１１（１９８２ ）に掲載のＣｈｏｙ他の論文「Ｌａｓ＋ｓｒ　Ｃｏｒｏｎａｒ）’　Ａｎｇｌｏ ｐｌａａｔｙ　：Ｂｘｐｓｒｌａｎｅｅ　ｗｉｔｈ　９　ｃａｄａｖｅｒ　ｈｓ ａｒｔａ　Ｊ　、ＣｌＩｎ　Ｃａｒｄｉｏｌ　ｐ第７巻、頁５４−５８（１９８ ４）掲載のＧｌｎｓｂｅｒｇ他の論文「　Ｓａｒｖａｇｓ　ｏｆ　ａｎ　Ｉｓｃ ｈｅｍｌｃ　Ｌｉｍｂ　ｂｙ　Ｌａ８ｅｒ　Ａｎｇｌｏｐｌａｓｔｙ。

に掲載のＩｎｎｅｒ及びＣ１ａｒｋの論文「Ｔｈｅ　Ｃｕｒｒｕｎｔ　５ｔａｔ ｕａｏ’ｆ　Ｌａ５ｅｒｓ　Ｉｎ　Ｔｈｅ　Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ　６ｆ　Ｃａｒ ｄｉｏｖａａｅｕｌａｒ　ＤｌｓｅａａｑＪ。

及びＣ１ｒｃｕｌａｔｉｏｎ　、第７１巻、頁４０３−４２２（１９８５）　に 掲載のＡｂ　ｅ　１　ａ他の「Ｌａｍｅｒ　Ｒｅｅａｎａｌｌｚａｔｌｏｎ　ｏ ｆ　０ｃｃｌｕｄｅｄＡｔｈｅｒｏｓｃｌｓｒｏｔｉｃ　ＡＩｔｅｒｌｅｓ　Ｉ ｎｖｌｖｏ　ａｎｄ　Ｉｎ　ＶＩｔｒｏ　Ｊ　がある。尚、これら文献に開示さ れている教示は、参考のために本明細書で援用する。

現在、レーザ血管形成術の適用は、殆んど、動物実験並びに死後軟体から得られ た血管に対する試験管内実験に限られている。人体の治療に関する２、３の報告 からして、この方法の適用可能性は確認されているよう、に見えるが、しかしな がら、現在のレーザ治療技術を用いて閉塞が取除かれた動脈の開存性は証明され ていない。また、現在までの研究から多数の問題並びに望ましからざる副作用が 輩出している。切除した血管に対する試みの多くは、組織の焼損、凝固壊死及び ／または多様な袋孔を結果的に斎らしている。このような病理学的損傷からレー ザ血管形成術によシ装置された血管は、非常に長い治癒期間を必要とし、しかも 鍛痕のある血栓形成表面が残シ得る・更に、現在の技術と関連する２つの他の由 々しい問題として、熱及び機械的銀孔がある。この様な鑑孔は、最も一般的に、 カルシウム沈着、分岐点及び冠状動脈の蛇行状の部分と関連して生ずる。分岐点 及び蛇行状の冠状動脈部分は、オプチカルファイバを動脈と同軸関係にしないよ うに作用するため、機械的及び熱的鍛孔を惹起する。

アテローム性動脈硬化部分の幾つかの組織病理学的特徴も直接的に機械／熱的鏝 孔形成と言う問題に寄与する。

第１に膠原質がアテローム性動保硬化血小板の主たる成分である。膠原質は典型 的に、血小板の動脈内膜表面に白色を付与するので、少なくとも１つの市販品と して入手可能なレーザシステムの１つである４５’４４−４１４ｎの青緑光のア ルゴンレーザの出力は殆んど吸収されない。

第２に、血小板のカルシウム沈着で吸光は減少する。従って、オプチカルファイ バが血小板の気化を開始する時に、オプチカルファイバは往々にして、血小板の カルシウム沈着した非常に線維質の部分から離れて黄色い軟かな部分または良く 発達した（赤色の）血管の多い部分のような血小板の「軟い」部分に指向してし まう。これら領域は、抵抗の小さい潜在的光路を構成し、その結果、吸光率の高 い（赤色の）媒質、そしてそこから外股へと血小板が偏心的に刺通してしまうこ とがしばしば生ずる。

第３に、媒質の主たる成分である平滑筋は、特徴的に、アテローム性冠状動脈硬 化部分に欠乏しているので、気化の標的（ＮＪち血小板）と基礎動脈壁との間に 限られた誤差マージンしか許されない。

このような現状から、血管形成を行うだめの優れた方法及び装置に対する必要性 が存在する。基礎組織に対する損傷が最小限度に抑えられ、そして熱または機械 的鐙孔の危険が小さく、選択的に、複雑な血小板病巣及び関連の物質を動脈管腔 から除去できるような方式が実現されれば、これは相当な改良である。外科術環 境での使用に適し、その構成要素が患者に対して露出されないように密閉され、 しかも予め定められた最適条件範囲内で動作するシステムが得られれば、当該分 野における大きな必要性が満されるであろう。

発明の概要 パルス放射源を用いることにょシ、外科用途、特に、レーザ血管形成術において 改良された有効性を有するレーザ？Ｙ９療システムを形成できることが発見され た。パルスエネルギー源は、紫外様のコーヒレントな光ビームを有するエクサイ マ　レーザ（ａｘｃｌｍａｒ　１ａ８ｅｒ　）とするのが好ま１−り、紫外＃（ ＵＶ）及び可視光（ＶＩＳ）スペクトルの広い部分に亘ってチューニング可能な 出力ビームを発生する色素レーザと関連して用いるのが有利である。出力ビーム は、オプチカル　ファイバを介して、外科用器具、例えは、経皮カテーテルに結 合される。動作において、極めて短かい持続幅の高エネルギーパルスビームを用 いて、基礎組織に対する損傷を小さくし且つ血管壁が鎖孔される可能性を小さく しつつアテローム性動脈硬化血小板を除去することができる。

本発明の１つの様相においては、エキシマ−エネルギー源の特殊な性質が利用さ れる。ここで「エキシマ−（ｅｘｅｌｍａｒ　）　Ｊとは、典型的に、作用媒質 として希ガス−へロゲン化物を含む成る種のガスレーザの物理的動作を記述する のに用いられる造語である。動作において、媒質には、電気放電或いは電離場が 加えられ、個々の原子によシエネルギーが吸収され、それによシ原子は、高エネ ルギー準位にされる。原子のうちの１つ（ＦＨＩちへロゲン）の電気的励起で、 他の原子種（即ちキセノンまたはクリプトン）との結合が開始され、その結果、 電子的に「励起された二量体」即「エキシマ−」が形成される。

分子が基礎準位に戻る際に、短かい波長（従って相応に高いエネルギー）の紫外 線放射が放出される。１つの好ましい実施例においては、モードロックまたはＱ スイッチ構成で適当な緩衝ガスと共にキセノン−水素塩化物−ネオンエキシマ− 媒質が用いられる。他の有用な媒質は、キセノン−フッ化物−ネオンである。ま た、種々な他の組合せを用いることもでき、特定の用途にとって、好適であシ得 る。エキシマ−エネルギー源によシ発生される正確な波長は、ガス混合物の選択 によシ変えることができる。

特殊な用途においてはまた、エキシマ−レーザ以外のパルスエネルギー源を用い るのが好ましい。パルスレーザ媒質は、気相、液相或いは両相状態とすることが できる。希土類ドープト固体レーザ、ルビーレーザ、アレキサンドライト　レー ザ、二酸化炭素レーザ、Ｎｄ　：ＹＡＧレーザ並びにＨｏ：ＹＬＦレーザが、パ ルスモードで動作することができ、本発明で用いることができるレーザの全ての 例である。

ここで、術語「パルス」は平方七ンチメートル当ル１００キロワット台またはそ れ以上のピーク出力（ここでピーク出力はパルス長に対するパルスエネルギと定 義される）を発生するレーザを記述するのに用いられている術語である。パルス 放射源のピーク出力は、少なくとも、平方七ンチメートル当シ５００キロワット とするのが好ましい。また、出力パルスのパルス長は、約１マイクロ秒またはそ れ以下とするのが有利である。典型例として、レーザ媒質は、容量性放電フラッ シュ　ランプまたは類似の高速励起源によシ励振される。

パルスレーザの動作によシ、レーザ血管形成術に相当大きな改良が斎らされる。

現在まで、研究者等は、アテローム性動脈硬化血小板に連続波（ＣＷ）放射を加 えていたが、その成功例は限られている。レーザ照射表面の熱的損傷が、ＣＷレ ーザ照射の一貫した結果となっている。大きな熱損傷は、拡大せず肉眼による検 査で容易に認められる黒化で証明される。顕微鏡検査によれば、ＣＷ照射の効果 は、特性的に凝固壊死及び多様な袋孔によシ証明される。これとは対照的に、パ ルス照射を用いた切除した血管に対する類似の実験では、熱損傷は肉眼的巨視観 察或いは顕微鏡観察でも検出されない。エキシマ−放射の高いピークエネルギー 密度及び極めて短かい持続期間で、レーザビームの経路外部では、熱作用は相当 大きく減少されると考えられる。従って、本発明は血管形成において、凝固や袋 孔を回避したル或いは一層良性な治癒過程を容易にしたシ血栓形成表面を少なく したシ、一般に組織の完全性をよシ良好に保存するのに用いることができる。更 に、非ターゲット（目標）加ｉ＠を伴うことなく病巣気化を達成することによシ 、本発明はまた、レーザ血管形成の主たる複雑性要因である血管壁鎖孔を減少で きるものと期待される。

本発明の他の様相においては、チューニング可能な色素レーザは、例えば、波長 が約３００ナノメータないし約１０００ナノメータの範囲でチューニングするこ とができる出力ビームを発生するようにパルスレーザでポンピングされる。好ま しい実施例においては、エキシマ−レーザ及び色素レーザの組合せは、示唆され ているように短かい波長のＵＶ放射に対する露出から生じ得る潜在的変異誘発或 いは腫蕩誘発の危険を回避するために、約３０７ナノメータまたはそれよシ大き い波長で動作するように設計される。高い変換効率を促進するためにＸ！キャビ ティ設計の色素レーザ（即ちキャビティ内チューニング要素を持たない設計）が 有利である。色素レーザは、色素の変換を容易にし、チューニング並びに劣化し た色素の交換を迅速且つ安全に行うために可動マウント内に設けられた矩形の色 素流動セルから構成することができる。

本発明の色素レーザ成分として使用するのに適当な色素には、例えば、ｐ−テル フェニル（ピーク波長：　５５９）、ＢｉＢｕＱ　（ピーク波長：！８５）、Ｄ ＰＳ　（ビーク波長＝４０５　）、及びクーｗニン（Ｃｏｕｍａｎｌｎ　）　２ 　（ビーク波長＝４４８）が含まれる。更に、エキシマー−色素レーザシステム は、使用者が、特定の用途において色素セルを側路し、直接エキシマ−ボンピン グ　ビーム’を取出ｔことができるように設計するのが好ましい。従って、約５ ０７−５０８ナノメータの高エネルギー放射源ヲ得るために、色素レーザを用い ずに、キセノン−水素塩化物−ネオンエキシマ−レーザを適用することができょ う。

本発明の更に他の様相においては、本発明の作用構成要素は、外科用設備に患者 や使用者が触れるのを阻止するために気密で液密のハウジング内に封入される。

それにも拘らず、装置は、使用中、施術者及び技術者によ）容易に操作可能なよ うに設計される。好ましい実施例においては、電子的コントローラで、出力エネ ルギー密度、持続期間及びパルス繰返し速度を監視し調節する。同様に、コント ローラは、エキシマ−ガス及びレーザ色素の状態を監視して交換が必要な時点を 指示することができる。コントローラはまた、手動或いは足部制御装置、調節ノ ブ、可視表示器及び紙印字出力部に接続することもできる。ハウジングはまた、 廃ガスを捕捉するためのフィルタ並びに色素交換のための密封された容器或いは カートリッジを受けるための取付は部を備えている。

装置によ多発生される出力ビームは、平方センナメートル当シ約（１２ないし約 ２０ジユール、好ましくは平方七ンチメートル当シ約α５ないし約１０ジユール の範囲内のピークエネルギー密度を有するのが好ましい。パルス持続期間は、約 ５ナノ秒ないし約１００ナノ秒の範囲とするのが好ましく、そしてパルス間の期 間は約１ミリ秒ないし約２ミリ秒の範囲で変わることができる。

出力ビームは、レーザ装置のハウジングに気密に密封されて、カテーテル内に通 される光学的導波管（即ち、光伝達ファイバ）を受けるように適応された開口を 有しているレセプタクルを介し、レーザ治療を行うためのカテーテルに結合され る。この結合装置はまた、使用中、導波管をし七ブタクル内の正確な位置に解放 可能に固定すると共に、レーザ治療が完了した際に導波管を解放するための数句 は手段を備えている。更に、結合装置は、レーザ系からの放射ビームを受けて放 射を導波管７アイパ内に集束するためにし七ゲタクル内に形成された集束手段を 備えることができる。レセプタクルは、導波管ファイバの周辺が、マスク或いは 同様物によシ入射レーザ放射から保護されるように設計し、以って、高エネルギ ーの放射パルスが導波管ファイバ内に集束された際にファイバが切断し九）その 他の損傷を受けるのを回避する・本発明のレーザ装置を用いてレーザ血管形状術 を行う上に有用なカテーテルは種々な形態をとることができる。

例えば、１つの実施例において、カテーテルは＆５ミリメートルまたはそれ以下 の外径、好ましくは２．５ミリメートルまたはそれ以下の外径を有することがで きる。カテーテル内には、レーザ治療を行うためのオプチカル７フイバが配置さ れる。このオプチカル　ファイバは、マサチュセッッ州スターブリッジ所在の８ ｐｅｃｔｒａｎ　Ｉｎｃ。

社によりｓ作されているモデル８Ｇ８０Ｇフアイバのよりな１００−２００ミク ロン直径のシリカ（溶融石英）ファイバとすることができる。カテーテルは、潅 水及ヒ吸引ポートを有するように多重・管腔とするのが好ましい。

１つの実施例において、カテーテルの先端部は、撮像のだめの超音波或いはマイ クロ波源用のトランスジューサを内蔵している放射線不透過耐熱材料から形成す ることができる。この放射線不透過先端部は、透視診断下でカテーテルを位置付 けるのに使用することができる。カテーテルはまた、１９８４年５月１５日付け のＲｏｅｂ　の米国特許第４４８１８８号またはＧ、Ｌｅｅの国際特許項第ｏｆ 　Ｍｅｄｌｃｉｎ＊　ｓ第３０１巻、頁６６−６８（１９７９）に掲載のＧｒｕ ｎｔｚ１ｇ他の「Ｎｏｎｏｐｅｒａｔｉｖｅ　ＤｌｌａｔＩｏｎ　ｏｆＣｏｒｏ ｎａｒｙ　Ａｒｔａｒ７　８ｔａｎｏｓｅｓ　：　Ｐｅｒｃｕｔａｎｓｏｕｓ　 Ｔｒａｎｓｌｕｍｌ−ｎａｌ　ＡｎｇＩｏｐｌａｓｔｙ　Ｊ　に記述されている ような膨張可能なバルーンを備えることができる。尚、これら各文献の内容は参 考のためにここに援用する。使用に当って１観察及び／またはレーザ治療の目的 或いは食塩水での潅水或いは吸込みによる残層の除去の目的で血液の流れを止め るために周期的に膨張することができる。更に、カテーテルは、１９６９年１０ 月７日付けのＢａｒｃｈｌｌｏｎの米国特許第５４７ＱＢ７６号に開示されてい るような操作手段を備えることができる。尚、カテーテルは容易に滅菌可能で、 使い捨て可能とするのが好ましい。

次に本発明を図示の実施例と関連して説明することにする。しかしながら、当該 分野の専門家には、本発明の精神或いは範囲から逸脱することなく種々な変更及 び変形を行うことが可能であることは明らかである。例えば、エキシマ−源の代 シに他の槙々なパルスレーザを使用することができよう。また、エキシマ−レー ザには、種々なガス混合物を用いることができよう。特定のエキシマ−レーザ媒 質及び形態の例に関しては、Ｌｉｕ他の米国特許第５４４２６７０６号、Ｆａｈ ｌｅｎ　の米国特許第４５９５５０５号、Ｎｉｇｈａｎａ他の米国特許第４５４ ８６４７号及びＷＩＩＩＩｇ他の米国特許第４３４０９６８号を参照されたい。

尚、これら米国特許の内容も参考のためにことに援用する。

同様に、色素レーザにおいては、種々な色素物質を使用することができる。色素 含浸プラスチック膜或いはクペット包入色素のような自由流動色素以外の形態を 色素レーザで用いることができる。色素レーザはまた、複数の異った色素を貯蔵 しておいて、使用者による制御信号或いは血管形成旌術中に遭遇する状態に応答 しく例えば血液充填場から食塩場への切換またはカルシウム沈着に応答して）自 動的に相互交換することができる。

本発明は、透視案内で動作する製置並びにエコーグラフのような撮像装置または 光音響撮像装置または光学的ａ察装置を含め種々なカテーテル装置を用いて実施 することができる。カテーテル環境に対して特に適応化することができる光音響 撮像装置の一例については、米国特許第４５０４７２７号を参照されたい。光学 的観察製置が用いられる場合には、レーザ仮置はまた、照明の目的で可視光ビー ムｔ−発生することができ、そしてカテーテルはまた、視野を観察している使用 者が治療用ＵＶ放射ビームの焦点を正確に定めることができるように集束スポッ トを発生するように設計することカニできる。また、血小板付着物によシ選択的 に吸収される螢光発生剤を含め、撮像の目的で血管内で種々な螢光発生剤を用い るのが好ましいと考えられる。更に、血小板物質によシ選択的に吸収されてレー ザ放射で付活された時に病巣を溶解するのを助勢するヘマトポルフィリンまたは 他の薬剤の管理と関連して本発明を実施するのが有利であろう。

ここで述べる主たる用途は、レーザ血管形成術であるが、本発明のレーザ治療装 置はまた、動脈管腔内に経皮的に通されるように設計されたカテーテル以外の外 科用器具にも結合し得ることは明らかである。また、本発明は、一般的施術方法 のためのレーザ　スケイペル（ｌａｓａｒｇｃａｐｅｌ）或いは気管または胃の 施術のための内視鏡と関連して用いることができよう。更に、レーザ治療装置は 、心臓内部での筋切開術または部分的筋切除術のような手法を行った）或いは大 動脈弁上のカルシウム沈着物を清とができる。

図面の簡単な説明 第１図は本発明によるレーザ治療装置の概略ブロックダイヤグラム、 第２図は第１図に示した装置のエクサイマ　レーザビーム整形光学系の詳細なダ イヤグラム、第３図は第１図に示した装置の色素セルの詳細なダイヤグラム、 第４図は第１図に示した装置の結合アッセンブリの詳細なダイヤグラム、 第５図は第１図の装置で用いられるカテーテル器具の詳細なダイヤグラム。

詳細な説明 第１図は、高電圧電源１６とエギシマー気体貯城タンク１８と共にパルス　レー ザ（即ちエキシマ−レーザ・）１４を包入するハウジング１２から構成される本 発明のレーザ治療装置１０の概略的ブロックダイヤグラムを示す。ハウジング１ ２内にはまた、エキシマ−レーザ１４の出力ビーム３０によ）ボンピングされる 色素レーザ　セル２０が配置されている。（追って詳細に説明する）色素レーザ 　セル２０に加えて、ハウジング１２はまた色素貯蔵部２２及び色素ポンプを包 入している。ハウジングは、患者或いは使用者が外科用設備に触れない様にする 為に、密封された気密で液密の包囲物となる様に設計されている。図示のエキシ マ−レーザは、循環する冷媒によ）ハウジング１２の外部に設けられている熱交 換器３２で冷却される。また、レーザ動作に対して適切な条件下にエキシマ−媒 質を維持する為に外部真空源３６が設けられている。汚染ガスを除去し且つ／ま たはガスの交換を助ける為に真空もしくは減圧管路内には捕捉フィルタ３４を組 み込むことができる。ハウジング１２にはまた迅速で安全な色素交換を行なう為 に色素交換ポート２６が取付けられている。

動作において、マイクロプロセッサ制御部４６０制御下にある高ｔＦＥｉｉｔ源 １６は、エキシマ−レーザ１４内の気体を励振して出力ビーム３０を発生する。

このエキシマ−出力３０は、レンズ系５０によりｕ形されて色素レーザ　セル２ ０内に向けられ、そこで流れている色素と反応し色素レーザ出力４０を発生する 。この色素レーザ出力４０は、レーザ出力ポードア０に集束され、それによシ、 カテーテル８０内に配置されているオプチカルファイバ４８内に集束される。マ イクロプロセッサ４６にはフットペダルまたは手動制御部（図示する）が接続さ れている。また、マイクロプロセッサ４６にはシャッター４２が接続されておシ 、このシャッターが開くことによシ出力ビーム４０は出力ポードア０へと通され る。

マイクロプロセッサ４６はまり出力レベル　モニタ４７に一接続すれている。エ キシマ−レーザ１４及び色素レーザ２０並びに色素ポンプ２４及び高圧電源１６ も、マイクロプロセッサ４６によシ連続的に監視される。該マイクロプロセッサ ４６は、特定のレベル、パルス持続期間、波長及び露出時間の出力ビームを発生 する様にプログラミングすることができる。マイクロプロセッサ４６はまた、光 学撮像装置、エコーグラフまたは光音響撮像装置の様な撮像装置１１０に接続す ることができ、そして画像信号における検出された変化、例えば動脈壁の鎖孔の 危険を表す様な変化に応答して自動的に出力ビーム４０を遮断することができる 。

第２図には、エキシマ−レーザ　ビーム整形光学系５０の一層詳細なダイヤグラ ムが示されている。この光学系５０は、第１の内焦点レンズ５２と、それに後続 するコンデンサ　レンズ５４とから構成されておシ、これらレンズは相俟ってガ リレオ型望遠鏡ヲ構成している。

１つの好適な実施例においては、この顕微鏡の倍率は４ないし６倍である。これ ら２つの望遠レンズ５２．５４の作用は、約１　ｃｍ　ｘ　１　ａｎ寸法の公称 正方形ビーム管受けて該ビームを４ないし６ｃｍの幅に拡げることである。図示 の実施例においては、この拡大されたビームは次いでミラー５６で反射されて、 ６ないし１００１の焦点距離ヲ有する円筒レンズ５８を通される。円筒レンズ５ ８の作用は、拡大されたビームを、約４ないし６センチメードル長で氏５ないし ｔＱｓｍ高の線形焦点に集束することにある。この集束された線６０は、色素レ ーザポンプとして働き、色素レーザ出力ビーム４０を発生させる。

第３図には、１つの色素セル構成の詳細が図示されている。図示のセルは、色素 が垂直方向に自由に流れるセル２８であって水平方向の出力ビーム４０を発生す るものであるが、他の形体も同様に採用可能でアシ、そして特殊な用途において は、色素がセル２０を水平方向に通過して垂直方向の出力ビームを発生するのが 好ましい場合もちることを理解されたい。８３図には、中空のセルハウジング６ １とセル挿入物２６からなる。セル挿入物、は、漏斗形状または斜切された入口 及び出口を備え、流動している色素２８がセルを通過するように設計されている 。挿入物２６はまた、その背壁に反射被覆６３（即ちアルミニウム被覆）を備え ておシ、集束されたエキシマ−レーザ　ビーム６０を色素に反射し戻して付加的 なポンピングを行なう。ハウジング６１は、スペクトルの紫外線領域においてエ キシマ−放射に対し透過性となる様に設計されている（即ち石英セル　ハウジン グ）。

第３図に示す様に、ボンピング　ビーム６０の作用は、セル２０内の色素２８に レーザ動作を誘起することにある。ハウジング６１の外壁に設けられている反射 被覆６２は、共振空洞の１つの反射表面を形成し、そして部分的に透過性の出力 カプラ６４が他方の壁音形成している。これら２つの反射体によシ画定される共 振空洞は、Ｚｔ＊Ｓに沿って整列された色素レーザ　ビームを発生する。また、 色素セル２０の一端部は、変換ステージ６６に取付けて、該ステージのＸまたは Ｙ方向における運動で、色素セルの僅かな傾斜が可能になる様に（ＩＨＪちＸｚ またはＹＺ方向において正確な整合が可能になる様に）取付けるのが好ましい。

同様に、出力カプラ６４も、整列の目的で変換ステージ６８に取付けられる。１ つの好適な実施例においては、出力カプラは、空間フィルタを備えることができ 、それによシ、ビームの空間品質を改善することができる。

第４図には出力結合ボート７０が更に詳細に示されている。このポート７０は、 ハウジング１２に封着されたレセプタクル７２からなる。このレセプタクル内に は、レンズ７４が配置されており、このレンズ７４によルレーザ出力ピーム４０ が集束される。し七ブタクルはまた、オプチカル　ファイバ４８を担持するスナ ップ　コネクタ７８を解放自在に取付ける取付は手段７６を備えた中空の外部開 口を有している。動作において、コネクタ７８は、取付は手段７６内に挿入され 、レンズ７４はし一ザ出力ビーム４０をオプチカル　ファイバ４８に集束する。

第５図には、レーザ血管形成を行なう為のレーザ　カテーテル８０の一実施例の 概略が示されている。第５図は、患者に挿入されてアテローム性動脈硬化血小板 近傍に配置される様に設計されているカテーテル８０の基端部の詳細を示す。カ テーテル８０は外側の鞘８２と複数の内部管腔）即ちレーザ治療光線伝達ファイ バ８４と、照明ファイバ８６と、観察ファイバ８８と潅水ボート９０及び吸込ボ ート９２を備えている。図示の実施例においては、カテーテルはまた、外科医が カテーテルの前部で血流を制限することを可能にする為のバルーン９４を備えて いる。更に、図示の実施例は、使用者が螢光造影によシ人体内におけるカテーテ ルの位置付けｔ助ける為の放射線不透過先端材料９６を備えている・使用にあた 〕、本発明は、第５図に示した様な滅菌された使い捨可能なカテーテル或いは類 似の装置を、第１図のレーザ治療装ｆＩＬ１０に接続することによ）実施するこ とができる。次で、特定の動作条件集合に対し制御部４６によりプログラミング する。例えは、出力ビームは、平方センナメートルあだり約α２ないし約２０ジ ユールの範囲のピーク　エネルギー密度及び約３０８ナノメータの波長を有する ことができる。同様に、出力ビームのパルス持続期間は、約５ナノ秒ないし約１ ００ナノ秒の範囲とすることができ、パルス管の期間は約１ミリ秒ないし約１秒 とすることができる。装置のプログラミング後は、治療ファイバ光学系を担持す るカテーテルが患者に挿入され、動脈を介して病巣に通される。そこで、７−ド ペダル制御部または同様物によシ付活して病巣部を除去する。成る種の事例にお いては、血液の流れを止めたシ、ポート９０を介して食塩水を注入した）或いは 吸込ボート９２を介して血液及び／残層を除去する為にバルーン９４を使用する のが好ましい。

第５図には、レーザ光発生装置１０、撮像＆＊　１１０、吸込源１１２、食塩水 １１４及びバルーン作置装置からなる支援装置１０７が包括的に示されている。

最初の病巣を除去した後に、カテーテルは、次の病巣に進めて同様の処置ヲ行な うことができる０ 国際！ＪＩ査頻宍 ｌｅｍｍ１１ｅｗｌＡＩ６１１ｅａ１１ｏＩＩＮ＋＋、　ＰＣＴ／ＵＳＲ６１０ ４０２２

Claims (25)

【特許請求の範囲】
1. １．オプチカルフアイバ導波管を介して放射を送出するレーザ治療装置において 、 ａ．高エネルギーのパルス放射を発生するエネルギー源と、 ｂ．前記エネルギー源に光学的に結合されて該エネルギー源からパルス放射を受 け、対向する反射器により画定される共振キヤピテイ内にレーザ作用色素を有し 、前記反射器の内の少なくとも１つが部分的に透過性であつて出力ビームを発生 する色素レーザと、ｃ．エキシマー源及び色素レーザを包入し周囲環境から密閉 するハウジングと、 ｄ．前記ハウジングに固定されてカテーテルのオプチカルフアイバ導波管を受け 、出力ビームを導波管内に集束するように適応された結合手段と、ｅ．前記源及 びレーザに電気的に接続されて予め確定されたエネルギー、波長及びパルス方向 の範囲内で装置を作動する制御手段とを備えているレーザ治療装置。
2. ２．パルスエネルギー源が、対向する反射蓋により画定された共振キヤピテイを 有するエキシマーレーザであり、前記反射器の内の少なくとも１つは部分的に透 過性であつて、パルス放射のコーヒレントなビームを放出し、前記エキシマーレ ーザは、該レーザからのコーヒレントなパルス放射が色素レーザの色素に当るよ うにハウジング内に前置されている請求の範囲第１項記載の装置。
3. ３．色素レーザの色素が、該色素レーザの共振キヤピティを経て循環される自由 に流動する液体色素である請求の範囲第１項記載の装置。
4. ４．色素レーザが、動作中、チューニング可能である請求の範囲第１項記載の装 池置。
5. ５．色素レーザが更に、チューニングを行うために色素の組成を変えるための手 段を備えている請求の範囲第４項記載の装置。
6. ６．出力ビームが平方センチメートル当り約０．２ないし約２０ジュールの範囲 内にあるピークエネルギー密度を有する請求の範囲第１項記載の装置。
7. ７．出力ビームが平方センチメートル当り約０．５ないし約１０ジュールの範囲 のピークエネルギー密度を有する請求の範囲第２項記載の装置。
8. ８．出力ビームが約３００ナノメートルないし約１０００ナノメートルの範囲の 波長を有する請求の範囲第１項記載の装置。
9. ９．波長が約３０７ナノメートルよりも大きい請求の範囲第４項記載の装置。
10. １０．出力ビームのパルス持続期間が、約５ナノ秒ないし約１００ナノ秒の範囲 にある請求の範囲第１項記載の装置。
11. １１．パルス間の期間が約１ミリ妙ないし約１秒の範囲にある請求の範囲第１０ 項記載の装置。
12. １２．更に、撮像系を備えている請求の範囲第１項記載の装置。
13. １３．撮像系が光学的撮像系である請求の範囲第１２項記載の装置。
14. １４．撮像系がエコーグラフ撮像系である請求の範囲第１２項記載の装置。
15. １５．撮像系が光音響撮像系である請求の範囲第１２項記載の装置。
16. １６．カテーテル内に配置されたオプチカルフアイバ導波管を用いるレーザ治療 装置で使用するための結合装置において、 ａ．導波管を受けるように適応された開口を有しレーザ装置に密着されたレセプ タクルと、 ｂ．使用中導波管をレセプタクル内に正確な位置で解放可能に固定し、光線治療 が完了した後に該導波管を解放するための取付け手段と、 ｃ．レセプタクル内に形成されて放射ビームを受け放射を導波管内に集束する集 束手段とを備えている結合装置。
17. １７．更に、導波管の外縁を高エネルギーパルス放射の入射に起因する損傷から 遮蔽保護するために、導波管の周辺の周りに配置されたマスク手段を備えている 請求の範囲第１６項記載の装置。
18. １８．血管形成術を行う方法において、ａ．平方センチメートル当り約０．２ジ ュールないし平方センチメートル当り約２０ジュールの範囲にあるピークエネル ギー密度と、約３００ないし約１０００ナノメートルの範囲の波長と、約５ナノ 秒ないし約１００ナノ秒のパルス持続期間と、約１ミリ秒ないし約１秒のパルス 間期間を有するパルス放射ビームに、カテーテル内に担持されているオプチカル フアイバ導波管の一端を結合し、 ｂ．カテーテル及び導波管を血管内に配置して導波管の他端を血管内の閉塞部に 隣接し位置付け、ｃ．放射ビームを付活して前記閉塞部を照射し除去することを 含む方法。
19. １９．閉塞部を照射する段階において、約３０７ナノメートルより大きい波長を 有する照射ビームで照射を行う請求の範囲第１８項記載の方法。
20. ２０．血管内にカテーテル及び導波管を配置する段階において、該カテーテル内 に配置されている光学系を介し血管の内面を観察することにより導波管の位置付 けを行う請求の範囲第１８項記載の方法。
21. ２１．血管内にカテーテル及び導波管を配置する段階において、カテーテル内に 配置されている撮像装置を介し血管の内面を観察することにより導波管の位置付 けを行う請求の範囲第１８項記載の方法。
22. ２２．更に、撮像装置により発生される信号における変化に応答してパルス放射 ビームの動作パラメータを変えることを含む請求の範囲第２１項記載の方法。
23. ２３．変化が、動脈壁の■孔の危険を表示した時に、自動的にパルスビームを遮 断することを含む請求の範囲第２１項記載の方法。
24. ２４．血管内にカテーテルを配置する段階において、導波管の他端の前部で血流 を閉塞するための膨張手段を用いる請求の範囲第１８項記載の方法。
25. ２５．カテーテルを介し排出することにより照射された閉塞物の残層を除去する ことを含む請求の範囲第１８項記載の方法。