血管から沈着物を除去するための装置及び方法
ヒトおよび動物の血管に沿って沈着物を除去する装置を提供する。本装置は、血液を供給血管から抽出し加圧する抽出加圧ユニットと、ろ過され加圧されたソース血液を治療中の血管に送出し注入する下流送出し注入ユニットとを有す。血液循環を誘起し、超音波およびＲＦ加熱などの除去装置を有しているだけでなく、本装置は、近くの部分の血管から沈着物を除去する。選択的除去および自己停止の特性により、本発明の装置は、早期のアテローム性動脈硬化の治療において安全で、効果的である。除去の後の創傷した健常な組織における過剰な表面負荷の生成を中性化し、消毒および消炎を行うため、ＤＣ放出装置を含むことができる。血液抽出点の配置を血液注入点のすぐ下流とすることにより、血液を詰らせるプラークおよび石灰沈着の破片の完全な収集および除去を確実にする。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は医療装置に関し、特に、血管内壁から不要な沈着物を取除くための新しい装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
アテローム性動脈硬化は、通常、コレステロールなどの脂肪性物質の長期にわたる動脈内壁層への沈着または変性蓄積による動脈内径の激しい収縮に関連付けられる。実際には、アテローム性動脈硬化に伴う生物学的プロセスは、医学用語で狭窄と呼ばれる、動脈の圧縮を最小にするよう試みるヒトまたは動物の身体の自然治癒の機序を含んでおり、より複雑である。ここでは、自然治癒の機序は、動脈の外側への拡大、医学用語でいう「リモデリング」によって機能する。アテロームと呼ばれるこれらの長期にわたる沈着の組成物は、アテローム自体の線維組織の被膜だけでなく、小食細胞、死んだ細胞や生きた細胞の細胞残屑も含む。時間が経つにつれ、アテローム層とその下にある血管壁の平滑筋細胞層の間で、石灰沈着が起こることもある。
【０００３】
石灰沈着層、アテロームおよび線維組織の覆いの組合せは、合わせて「アテロームプラーク」と呼ばれ、時と共に大きくなり、その発達に動脈壁の外側への拡大がついていくことができなくなると、内径を狭めるようになる。しかし、これが起こる前でも、アテロームの存在により動脈壁が硬くなり、前記石灰沈着が原因で脆くなる。構造上、アテロームは、小嚢が寄せ集まった泡状物質であり、その最終的な物理特性は柔らかく、脆く、弾力性がない。
【０００４】
進行期には、アテローム層の線維状の覆いが破裂する傾向がある。その原因は、正常な心拍よりもやや強い心拍によるものに過ぎない。破裂すると、ばらばらになった組織が、内部が糊のようになった細胞のような構造をした血小板を集め、血小板は、コラーゲン（皮膚などにある強力で白い結合組織）と接触すると、血液凝固機序を活性化させ、「血液を濃く」し、動脈血管内部に突き出て一時的な狭窄をもたらす「線維素血餅」を形成する。また、ばらばらになった石灰化沈着物および壊死組織片は、直径が５ミクロン（１ミクロン＝１０-6ｍ）を超える場合、細静脈が詰って衰弱をもたらし、突然死をもたらすこともある。そのため、これらのアテロームプラークの除去を試みる処置を行う際に、血流からプラークの破片を直ちに除去するか、大きさが５ミクロンを大きく下回る粒子になるまでプラーク組織および石灰沈着の残屑を粉砕することを確実にする必要がある。また、アテロームプラーク粉砕の結果、血餅が形成されやすくならないよう、対策を行う必要がある。
【０００５】
現在、動脈内膜のコレステロールおよびその他の脂肪性物質の蓄積であるアテロームプラークによって遮断された冠状動脈から障害物を取り除くための医療機器および技術は、数多くある。主要なものとして、バルーン血管形成術、レーザー血管形成術、ステント、高速回転式アテローム切除術、方向性アテローム切除術、吸引型アテローム切除術がある。通常、その他の技術でプラークが充分に除去されてから実施されるバルーン血管形成術を除き、その他の機器および技術は、本質的に高侵襲的であり、主要な冠状動脈が遮断されたために迅速な再開通が必要とされる状況で使用される。早期のプラーク除去にこうした高侵襲的技術を使用することは、通常、リスクが高すぎる。
【０００６】
実際の治療においては、主要動脈内に通し、動脈壁内の患部に先端が到達するよう導く、カテーテルと呼ばれる細い可撓性の管がこれらの各技術で通常使用される。カテーテルの前に、誘導用のガイドワイヤーが通常挿入される。その後、カテーテルがガイドワイヤーを越えて、標的エリアに到達する。
【０００７】
従来技術のより詳細な例として、レーザー血管形成術は、レーザーアテローム切除術とも呼ばれ、カテーテルの先端に取り付けられ、短パルスの強烈なレーザー光を放射し、動脈を遮断しているアテロームプラークを切除する、手術用レーザーを利用する。レーザー光による動脈壁の併発的な損傷を防止するため、理論上、レーザーパルスをプラーク分子に誘導することによりプラーク分子を攻撃することができる標識抗体を、事前に患者に注入する。しかし、それでもレーザーによって健常な動脈壁組織に傷をつけるリスクは大きい。レーザーアテローム切除術に関連するリスクの例としては、動脈穿孔、不整脈、ＵＶレーザーからの紫外線（ＵＶ）放射に起因する遺伝子突然変異、再狭窄、機器からの有毒ガス漏洩、動脈壁を損傷する可能性のあるレーザー誘起蒸気泡、血管痙攣などがある。レーザー処置に続き、治療詳細部のＸ線画像によりバルーン血管形成術の必要性を判定するため、Ｘ線造影色素が血流に注入される。バルーン血管形成術は、その先端に折り畳まれたバルーンが付けられたカテーテルを利用する。水圧によって膨らむと、バルーンがプラークを押し付け、動脈壁を広げ、拡張させる。また、バルーンが入れられた伸張性の網状のチューブである「ステント」は、バルーンによって広がり、バルーンをしぼませ、除去した後に、留置される。ステントは、新しく広げられた動脈の開いた位置を内側から支持するために機能する。
【０００８】
従来技術の２つ目の例である高速回転式アテローム切除術は、冠状動脈の遮断を除去するため、レーザー血管形成術の代わりに使用されることが多い。微細ダイアモンドでコーティングされた、高速（約２００，０００ｒｐｍ）回転する楕円形の「バー」を使用し、閉塞物を通常は赤血球よりも小さくなるまで断片化し、血液に害なく流すことができるようにする。ダイアモンドでコーティングされたバーは、中央のガイドワイヤーに沿って動く可撓性の駆動軸に溶接されている。駆動軸は、高圧の空気タービンを備えたアドバンサーに接続された細いさらの中に収められている。また、生理食塩水を継続的に注入することにより、駆動軸の回転により生成される熱の消散に役立ち動脈痙攣を最小限にすることができる。バーの寸法は、直径１.２５〜２.５ｍｍである。圧縮空気によって駆動する高速回転式アテローム切除装置は本質的に健常な組織を損なわずにアテロームプラークを選択的に切除することができることを主張した「選別切削」理論にもかかわらず、高速回転とダイアモンドビットの硬度のため、動脈を引き裂き、心臓周辺での出血をもたらすリスクが大きい。このリスクにもかかわらず、ダイアモンドでコーティングされた回転するバーは、傷がついていない組織を傷つけてはならない。それに対し、レーザー血管形成術において、レーザーエネルギーはより遠くまで到達し、組織蒸散を遠くで実施することができる。レーザー血管形成術は本来、より危険であるため、他の侵襲的処置に比べ頻繁に使用されていない。高速回転式アテローム切除術は、石灰化が強く、弾力性がなくなった、または長い病変の治療に特に効果的である。
【０００９】
従来技術の３つ目の例である方向性アテローム切除術は、高速回転式アテローム切除術に類似している。方向性アテローム切除術は、片側に開口部があり、反対側にバルーンがある金属ハウジングに入れられ、小さな円柱状の回転する鉄のカッターを先端に備えた特殊なカテーテルを使用する。最先端にある小さなプラスチックの円錐が、そぎ落とされたプラークの破片を収納する。カッターは約２０００ｒｐｍで回転し、プラークを動脈壁からそぎ落とす。そぎ落とされたプラークの破片は、プラスチックの円錐に直ちに収集される。カテーテルを抜き出した後、プラークの破片は円錐から取り除かれる。方向性アテローム切除術による創傷のリスクは、レーザー血管形成術および高速回転式アテローム切除術に比べて小さい。カッターの開口部の方向が適切に位置決めされていれば、身体の損傷のリスクは小さい。しかし、方向性アテローム切除術は、回転速度が遅く、鉄の硬度が低いため、石灰化が強いプラークの除去にはあまり効果的ではない。
【００１０】
吸引型アテローム切除術は、中空チューブと回転する刃が先端についた特殊なカテーテルを用いた、もう１つの従来技術である。吸引型アテローム切除術は、中空チューブによってプラークの破片を体外に吸引する点が、方向性アテローム切除術と異なっている。それ以外は、その長所および関連するリスクは、方向性アテローム切除術に類似している。
【００１１】
通常、レーザー血管形成術、高速回転式アテローム切除術などの高侵襲的処置は、重篤な冠状動脈の遮断にのみ使用される。冠状動脈の単なる「狭窄」または「硬化」など、それほど重篤でない症例においては、バルーン血管形成術が通常実施される。その理由は、より侵襲的な処置は、プラークが血管の管腔に突き出ている場合に、最も効果があるためである。動脈壁に平らにもたれかかったプラークは、患部が健常な血管壁の筋組織の近くにあるため、レーザーでも機械的な切除でも、血管自体に重篤な創傷をもたらすリスクなしに除去することはより難しい。
【００１２】
バルーン血管形成術の不利な点は、それ自体でプラークを除去しないことである。バルーン血管形成術で行っているのは、プラークを広げて押し付けることにより血管壁の形を変えた後、新しく形成された形を「ステント留置」により維持することだけである。このアプローチの問題点は、プラーク自体が脂肪性物質の沈着をさらに誘引する傾向があるため、処置によって、アテローム性動脈硬化を止めるどころか、減速させることもない。さらに、プラーク組織と内膜の間の界面の石灰沈着は除去されず、すでに存在している石灰化層を増進する可能性もある。この継続した石灰沈着によって、顕著な動脈狭窄が発生しなくても、動脈壁の弾力性がなくなり、脆くなる傾向がある。プラークと石灰化層を除去することによってしか、アテローム性動脈硬化を効果的に減速させ、または逆戻りさせることはできない。
【００１３】
レーザーまたは機械的切除によるプラークの除去によって、合併症が起こる。具体的には、引き裂かれた患部組織の破片は負荷を生じ、本来は外部の出血による血液の損失を防止するためのものである血液凝固システムを活性化させる。活性化することにより、血液を凝固させ、または濃くし、炎症を起こす原因となる。血液凝固も引き裂かれた内膜の炎症も、血管のさらなる閉塞と狭窄をもたらし、問題となる。
【００１４】
高速粉砕プロセスに伴うもう１つの潜在的な合併症は、生成された一部のプラークの破片は、血流の中を流れるのに充分な小ささをもっていない可能性があり、命にかかわる臨床的に重大な塞栓の原因となる可能性がある。これは、特に高速回転式アテローム切除術などの処置で特に深刻となることがある。このリスクに関し、方向性アテローム切除術および吸引型アテローム切除術は、血流の中を流れる前に、ほとんどのプラークの破片を収集してしまうため、より安全である。しかし、石灰化が強い組織を効果的に粉砕することができないため、比較的大きな石灰沈着の破片が血流の中を流れ、即死の原因となる危険性が増加する。
【００１５】
アテロームプラークがゆっくりと徐々に形成される間に、小さなプラークが破裂することがあり、その結果、血液凝固物質の蓄積によりプラークの負荷が突然増加することが近年立証されている。これは、プラークが大量に沈着しているが、管腔狭窄がほとんどない、または全くない場所でも発生する。一般的に、プラークは、急速に発達し、管腔内で血流と隔てる線維状の被膜が薄い場合、脆弱になり、破裂する。プラークの破裂は、線維状のプラークの被膜が引き裂かれたときに発生する。破裂すると、組織の破片が壊死組織片として血流に撒き散らされる。この壊死組織片は、毛細血管を通るには大きすぎることがあるため、血管の小さな下流の分枝を妨げる。破裂によって、管腔からプラークの内部組織に出血し、プラークを急速に拡張させ、動脈管腔に突き出させた結果、管腔狭窄または閉塞が発生することがある。また、線維状のプラークの被膜が引き裂かれたことにより活性化した血液凝固により、動脈の流れが急速に遮断され、動脈から組織に供給される血液の流れが停止することがある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１６】
以上のように、従来技術のどの医療機器および技術も、前記のリスクおよび問題のすべてを充分解決することができないことは明確である。レーザーも高速回転式アテローム切除術も、リスクはあるが、晩期のプラークによる遮断の除去に効果的であり、早期および中期のプラーク形成の治療にはほとんど効果がない。これは、管腔侵入が最低限である中期の脆弱なプラーク形成が、自然に破裂する傾向があるため、臨床的により危険であり、急性の重篤な心臓発作または即死をもたらすと考えられている事実に鑑み、特に問題である。
【００１７】
バルーン血管形成術とステントは、逆に低侵襲であり、中期のプラーク形成の治療にとって安全であると考えることができる。しかし、動脈壁の内膜からプラークを実際に除去せず、管腔狭窄の症状を一時的に減ずるだけである。広範囲なヒトの臨床研究によっても、血管形成術およびステント留置術を受けた患者の死亡率の臨床的に顕著な改善は示されていない。晩期のアテローム性動脈硬化の治療のため機械的なアテローム切除術を受ける患者にとっては、アテローム切除に使用する高速粉砕プロセスにおいてプラーク組織が充分小さな破片になるまで切ることができないことが、塞栓のリスクを考慮した際に、懸念の原因となる。
【００１８】
同様に重要なことであるが、前記の従来技術のどの医療機器および技術も、早期のプラーク形成の問題を解決することができない。バルーン血管形成術およびステントは、プラークを除去できないため、早期のプラークの治療には基本的に効果がない。動脈壁に大きな損傷をもたらす可能性があるため、レーザーおよび高速回転式アテローム切除術は除外される傾向にある。比較的安全な方向性および吸引型アテローム切除術による処置では、プロセスにおいて健常な動脈壁組織をそぎ取り、壁を引き裂くことなしに、比較的浅いプラーク層をそぎ取ることができる見込みはない。
【００１９】
前記に鑑み、健常な血管組織を傷つけることのない自己停止型の、低侵襲的な方法で実施可能な、アテロームプラークを選択的に細粒粉砕することができる装置が非常に望まれている。この装置は、消毒と治癒促進のため、治療中の、引き裂かれた幹部組織の破片による負荷の構築に起因する望ましくない効果を軽減し、患部組織の除去による創傷が存在する下で、自然な血液凝固の傾向を防止することができなければならない。最後に、装置は、動作中に、プラーク残余物の除去、および血流を安全に通過するには大きすぎるプラーク破片の収集と除去を容易に行うことができなければならない。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
本発明は、ヒトおよび動物の血管壁の内膜の石灰化沈着物や脂肪性物質などの望ましくない沈着物を取り除く装置を開示する。この装置は、アテローム性動脈硬化およびその他の疾患の進展を減速し、逆戻りさせる効果を有する。そのため、本発明の装置は、内頸動脈、左右総頸動脈、冠状動脈、上腸間膜動脈、外腸骨動脈および様々な末梢動脈など、動脈系の様々な部分の治療に用いることができる。本装置は、内頸静脈、外頸静脈、左腕頭静脈、下大静脈、総腸骨動脈および様々な末梢静脈など、静脈系の様々な部分の治療に用いることもできる。本装置は、供給血管から血液を抽出し、抽出された血液から望ましくない物質を取り除くためろ過し、治療中の受領血管に再注入するためにろ過された血液を加圧することにより、それに伴う血液循環を引き起こし、望ましくない沈着物が流れることを促進する血液抽出加圧ユニットを含む。
【００２１】
本発明の装置は、加圧されたソース血液を治療中の血管に送出し、注入するための、血液抽出加圧ユニットに接続した送出しチューブと、第２マニフォールドと、注入ノズルとをさらに含む。
【００２２】
血液抽出加圧ユニットは、第１入口と、第１出口と、抽出されたソース血液を受け加圧するための第１入口および第１出口に接続されたポンプ装置とを備えた第１マニフォールドをさらに含む。
【００２３】
血液抽出加圧ユニットは、第３出口と、供給血管を刺してそこからソース血液を引き出すための少なくとも１つの吸引針と、抽出されたソース血液を第１マニフォールドに送出すための第３出口および第１入口に接続した吸引チューブとを備えた第３マニフォールドをさらに含む。
【００２４】
血液送出し注入ユニットは、注入ノズルを介し注入される前に加圧されたソース血液を緩衝しろ過するための、送出しチューブおよび注入ノズルに接続した少なくとも１つの第２マニフォールドをさらに含む。
【００２５】
第１マニフォールドは、供給血管から抽出した血液を一時的に貯蔵しろ過するインラインフィルターを有する第１ストレージをさらに含む。第１ストレージは、１つのチャンバーで低圧の血液を貯蔵し、もう１つのチャンバーで高圧の血液を貯蔵する、ポンプ装置を介して接続された２つのチャンバーを含む。
【００２６】
第１マニフォールドは、ポンプ装置用の駆動力、超音波パワー変換器用の駆動信号を１つまたは複数の周波数で生成するための高周波（ＲＦ）生成装置と、直流（ＤＣ）電源と、抗凝血薬などの補助薬を貯蔵し血流に計量する薬品容器とを備えた電気サブシステムをさらに含むことができる。
【００２７】
第２マニフォールドは、治療中の血管内の望ましくない沈着物および患部組織を、粉砕および乳化を介して除去し、血液循環系を安全に通るために充分な小ささの微粒子になるまで前記インラインフィルターによってさらにろ過するために、血流内で伝達する超音波パワー放射に、電気サブシステムから入ってくるＲＦパワーを変換するための超音波パワー変換器をさらに含む。例えば、白内障の医学的治療および半導体ウェハの洗浄における超音波に誘起された粉砕および乳化プロセスの基本的な物理学および応用が確立されている中で、このような粉砕および乳化プロセスを介して血管沈着物の除去を行う従来技術のシステムは知られていない。
【００２８】
望ましくない沈着物の石灰化組織の様々な機械的共振に超音波パワー放射を調整することによって、石灰化組織を粉々に粉砕する能力をさらに強化するため、入ってくるＲＦパワーの周波数を定期的に所定の範囲で変動するようにされている。
【００２９】
対応する超音波パワー放射が、空間的にゆっくりと変動する定在波パターンを示すことにより、沈着したプラークの空間的により均一な粉砕を達成するよう、周波数成分およびそのそれぞれの入ってくるＲＦパワーのレベルを選択することができる。
【００３０】
健常で弾力性のある血管組織に影響を及ぼさないようにするため、弾力性のなさに基づき、硬化した患部を選択的に粉砕する血液内のキャビテーションを生成するよう、超音波パワー放射の波長とパワーをさらに調整することができる。
【００３１】
より効果的な除去プロセスを実現するため、硬化した患部の固有共鳴周波数範囲に合わせて、超音波パワー放射の波長とパワーをさらに調節することができる。
【００３２】
弾力性のない患部が除去され流された時点で対応する超音波粉砕および乳化の動きが自動的に停止するよう、除去プロセスを自己停止させるため、前記の固有共鳴周波数範囲は、弾力性のない患部の範囲にさらに限定することができる。
【００３３】
第２マニフォールドは、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂くことにより生成された過剰な逆符号電荷を中性にするために電荷を放出するための、注入ノズルに付着し、電気サブシステムから給電される電極をさらに含む。
【００３４】
また、第２マニフォールドは、抗凝血薬を血流に注入し混合するための注入器をさらに含む。若しくは、血流に注入するため第２マニフォールドに送出される前に、第１マニフォールド内で抗凝血薬を血液に事前に混ぜておくこともできる。
【００３５】
また、第２マニフォールドは、患部組織を破壊するため局所的な加熱を提供するための加熱装置を含むこともできる。
【００３６】
さらに、第２マニフォールドは、放射性造影剤物質を注入し、Ｘ線を使用して治療中の血管の検査を行うことができるようにするための注入器メカニズムをさらに含むことができる。この注入器メカニズムは、抗凝血薬注入器と並べて配置することも、第２マニフォールド内または第１マニフォールド内の別々の注入器メカニズムとすることもできる。
【００３７】
さらに、第２マニフォールドは、注入ノズルの近くに配置された、治療中の血管内部の照らされた超音波画像を明るく照らし、検査するための超音波画像装置をさらに含むことができる。
【００３８】
さらに、第２マニフォールドは、ポンプ装置によって膨んだとき、安全な伸縮限度内で治療中の血管の管腔を実質的に塞ぎ、膨らんだ折りたたみ式バルーンが、治療中の血管に沿って同時に押され、加圧されたソース血液の望ましくない逆流を防止するよう機能する、折りたたみ式バルーンをさらに含むことができる。
【００３９】
以下のいくつかの図面を介し、同じまたは類似する部品を参照符号により示すことにより、本発明のその他の様々な物、機能および付随する長所をよりよく理解することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４０】
本発明を完全に理解できることができるようにするため、以下の本発明の詳細な説明において、数多くの具体的な詳細について述べる。しかし、当業者にとっては、これらの具体的な記述なしに本発明を実施できる可能性があることは明確である。本発明を不必要に不明瞭にする側面を避けるため、他の例においては、公知の方法、手順、材料、要素および電気回路について詳細に説明していない。詳細な説明は、主に簡略化された二次元図面との関連で提供されている。これらの説明は、当業者がその研究内容を他の当業者に簡潔かつ最も効果的に知らせるために用いられた手段である。ここでいう「１つの実施例」または「実施例」とは、実施例に関連して説明される特定の特徴、構造、または特性を、本発明の少なくとも１つの実施例に含むことができることを意味する。「１つの実施例において」という言い回しが説明の様々な場所に現れても、必ずしも同じ実施例について参照している訳ではなく、他の実施例を相互に除外した独立した、または二者択一的な実施例でもない。また、本発明の１つまたは複数の実施例で説明されるプロセスの順序は、特定の順序を示したものではなく、本発明を限定するためのものでもない。
【００４１】
図１は、治療中の血管４２０の内膜に沈着したプラークを取り除くためのヒトまたは動物の循環器系に応用される本発明の血液沈着物除去装置１の実施例である。血液沈着物除去装置１は、例えば、血流を詰まされる可能性のある破片を除去するためのろ過、酸素濃度レベルを高くするために酸素添加、若しくは温度またはｐＨの調整などによって処理しながら、血液を供給する供給血管４００からソース血液４０２を抽出し、抽出された血液を加圧されたソース血液４０４内に加圧する第１血液抽出加圧ユニット１０を含む。血液沈着物除去装置１はまた、第２血液送出し注入ユニット１００を含む。血液抽出加圧ユニット１０は、第１入口１４と、第１出口１６と、ポンプ装置１８とをさらに含むがその限りでない第１マニフォールド１２を含む。また、第１マニフォールド１２は、血液沈着物除去装置１で必要とする複数の必要な電源および信号を生成する電気サブシステム３２を設けることもできる。例えば、複数のＤＣ電源、複数の高周波（ＲＦ）パワー、多周波数ＲＦパワー信号生成装置などを含むことができる。第１マニフォールド１２は、ポンプ装置１８に連続して接続した後チャンバー２８ａおよび前チャンバー２８ｂなどの１つまたは複数の第１血液緩衝器をさらに含むことができる。当業者にとって、後チャンバー２８ａおよび前チャンバー２８ｂは、図に示すように、抽出された血液の望ましくない逆流を阻止するための１つまたは複数の一方向弁をそれぞれさらに含むことができる。後チャンバー２８ａおよび前チャンバー２８ｂは、ステンレス鋼構造とすることも、薬理学的に不活性であるフルオロカーボンポリマー、ポリウレタンまたはその他のエラストマーポリマーなどの弾性材料製とすることもできる。エラストマーチャンバーを使用することにより、ポンプの動きのパルス周波数に合わせてチャンバー本体の共振周波数を調整することができる場合に、治療中の血管４２０への血液注入の叩打力を大幅に高めることができ、さらに有利である。
【００４２】
追加機能として、第１マニフォールド１２は、本実施例の場合、動作中に血液沈着物除去装置１で必要とする補助薬を所定の割合で供給し計量するための後チャンバー２８ａなど、第１血液緩衝器に接続された薬品容器３４を設けることができる。例えば、補助薬は、血液のｐＨ値のバランスをとる溶液、または血餅防止のための抗凝血薬とすることができる。血餅の形成は、新しくできた創傷により、ヒトまたは動物の身体のホメオスタシス反応の結果として活性化される。他の例としては、補助薬は、血流に注入し、Ｘ線を使用して治療中の血管４２０を検査できるようにする放射性造影剤物質とすることができる。３つ目の例は、赤血球の酸素添加である。他の補助薬を同時に投与し、除去プロセスの医療上の効果を増進させることもできる。これらの抗凝血剤、放射性造影剤物質またはその他の追加の薬品は、事前に混合しておくことも、それぞれ計量し、後チャンバー２８ａおよびポンプ装置１８に接続されたベンチュリ管（中央部が絞られた円筒状の管）に注入し、個別に独立して加圧される容器を介して送出すこともできる。ポンプ装置１８の吸引の動きと、ベンチュリ管中央部の絞りによって、圧が下がり、様々な薬品をそれぞれの容器から引き入れることができる。さらに、薬品容器３４および／またはその他の様々な容器は、中央部の絞りで圧が下がり、圧の不均衡が生成された結果、容器壁の内側への動きが生まれ、薬品を徐々に容器から押し出すことにより、内容物が自動的にベンチュリ管に流れるようにするため、弾性の変形可能なものとすることができる。ここでは他の例として図示されていないが、薬品容器３４自体に、専用の供給マイクロポンプと、ソレノイド制御ニードル弁などの計量メカニズムを設けることもできる。薬品計量ニードル弁の部品は、通常、ステンレス鋼製、ポリエステル、フルオロカーボンポリマーなどの薬理学的に不活性なポリマー、またはこれらの材料の組合せとする。さらに、ポリウレタン、フルオロカーボンポリマーまたはその他のエラストマー材料などの様々な材料製のシールおよびＯリングを弁内部およびその周辺に使用する。
【００４３】
血液抽出加圧ユニット１０の下流に液体的に接続されているのは、加圧されたソース血液４０４を治療中の血管４２０に送出し、力強く注入する血液送出し注入ユニット１００である。血液送出し注入ユニット１００は、連続して接続された可撓性送出しチューブ１０２と、第２マニフォールド１０４と、および治療中の血管４２０の必要な場所に配置し、内側表面に沈着した近くのプラークを除去するため、加圧されたソース血液４０４を治療中の血管４２０に力強く注入する注入ノズル１０６とを含む。治療中の血管４２０に刺し、注入ノズル１０６、第２マニフォールド１０４および送出しチューブ１０２を治療中の血管４２０に沿って誘導するため、血液送出し注入ユニット１００は、送出しチューブ１０２の中に軸方向に通した折り曲げ可能なガイドワイヤー１０８と、第２マニフォールド１０４と、注入ノズル１０６とをさらに含む。第２マニフォールド１０４は、一列に接続された送出しカテーテル１１０の上流部と、加圧されたソース血液４０４を緩衝する少なくとも１つの第２貯蔵チャンバー１１２と、注入カテーテル１１４の下流部とによって構成される。使途を広げるため、複数の第２マニフォールドを、それ自体の注入ノズルに接続した関連する各第２貯蔵チャンバーと共に使用することができる。第２マニフォールド１０４は、超音波変換器などの追加の機能装置を含むこともでき、これらについては後述する。図面の便宜上、治療中の血管４２０内の血液の流れの方向は、デカルト座標系のＺの方向で示されている。
【００４４】
ヒトまたは動物の静脈または動脈からの血液抽出を容易にするため、血液抽出加圧ユニット１０は、連続して接続された中空吸引針２４と、第３出口２２を有する第３マニフォールド２０と、抽出された血液を第１入口１４経由で送出す吸引チューブ２６とをさらに含む。操作の一部として、吸引針２４は、供給血管４００を刺し、血液を引き出すよう操られる。図２は、吸引チューブ２６と鋭い先端を有し皮膚と血管壁を簡単に刺すことができる吸引針２４との間に設けられた吸引チャンバー２１を有する第３マニフォールド２０の拡大図である。同様に、使途を広げるため、複数の吸引針２４を第３マニフォールド２０に追加することができる。
【００４５】
図３は、投薬、電荷信号、ＲＦ信号生成の機能を提供するだけでなく、血液の加圧およびろ過用のベーンポンプ１８ａを使用する第１マニフォールド１２の実施例である。インライン血液フィルター３０が後チャンバー２８ａに追加されており、一定の安全限度量を超え血液の流れを妨害する可能性のあるプラーク破片を含む、不要なまたは望ましくない物質をろ過する。前記のとおり、チャンバー２８ａも２８ｂも、血液が一方向だけに流れることを確実にするため、一方向弁を備えることができる。薬品容器３４は、後チャンバー２８ａの出口をベーンポンプ１８ａの入口に連結する接続パイプに接続されたチューブを介して投与される補助薬を貯蔵する。ベーンポンプ１８ａが動作中に吸引圧を生成すると、薬品容器３４内の薬品がこの吸引圧によって主要血液循環に自動的に投与される。前述のとおり、潜在的な薬品面の効果には、凝固防止および血液ｐＨ値の再均衡などがある。また、薬品容器３４には、Ｘ線血管造影図またはＸ線透視検査などにおけるように、血流に注入し、Ｘ線を使用して治療中の血管４２０を検査できるようにするため、Ｘ線を吸収する放射性造影剤を入れることもできる。その代わりに、同じ、または個別の薬品容器を、第２マニフォールド１０４の第２貯蔵チャンバー１１２内および注入ノズル１０６の近くに、備えることもできる。
【００４６】
電気サブシステム３２は、基本的には複数の出力を有する電源装置であり、引き込み線（またはその他の電力源）を、血液沈着物除去装置１に適した電圧または出力および周波数の様々な電源に変換する。先ず、電気サブシステム３２は、ベーンポンプ１８ａを駆動する低出力インピーダンス直流（ＤＣ）電源を含む。超音波電源装置と呼ばれるもう１つの電源は、少なくとも１００ＫＨｚ、好ましくは１〜１０ＭＨｚの範囲の周波数、１ワット〜２００ワットの定格電力範囲を有する高周波パワー電気信号である。後述するように、この超音波電源装置は、治療中の血管４２０内の望ましくない沈着物および患部の血液組織を粉砕し乳化するため、超音波パワー変換器の駆動用に主に用いられる。好ましい実施例では、超音波電源装置は、周波数値が近い２つ以上の周波数成分を含む。適切なパワー信号のルーティングとスイッチングの両用のコンセプトの下で、同じ超音波電源装置を、除去プロセス中に、注入ノズル１０６の近くの血流でＲＦ放出を生成し、局所的な強烈なＲＦ加熱を与え、重篤なプラークの閉塞を除去したり、患部組織を破壊したりすることにも用いることができる。超音波粉砕および乳化、並びに局所的なＲＦ加熱は、加圧されたソース血液の注入による沈着したプラークの除去に、少なくとも補完的に機能し、沈着したプラークが硬化し、厚くなっている可能性のある中期から晩期のアテローム性動脈硬化では、治療の最も有力な方法として機能する。また、電気サブシステム３２は、注入ノズル１０６の近くのＤＣ放出チップに正電荷を供給し、除去プロセス中に健常な組織または患部組織を引き裂くことにより生成された過剰な負電荷を中性化するために送られる高出力インピーダンスＤＣ電源をさらに含む。当然、除去プロセス中に過剰な正電荷が生成された場合、逆に負電荷をＤＣ放出チップから供給する必要がある。本質的なことは、電気的な中性が、最も安定した生物医学的な状態を表すことである。そのため、電気サブシステム３２は、高インピーダンスＤＣ電源を出力として有する放電供給回路を含む。電気サブシステム３２から供給されるさらにもう１つの電源は、血管内超音波画像用に、画像周波数１０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲および定格電力約１ワット未満で治療中の血管内側を超音波的に照らす低パワーＲＦ源である。超音波照射および画像検出は、低パワーＲＦ源によって駆動し、注入ノズル１０６の近くに設けられた低パワー画像周波数超音波伝達装置によって実施することができる。そのため、電気サブシステム３２は、低パワーＲＦ源を出力として有する画像周波数信号生成装置を含む。当業者にとって、電気サブシステム３２からの複数の信号およびパワー出力は、相互に隔離され、患者および除去プロセスに関わる要員の安全のため、さらに引き込み線からも隔離されている。不要で不明瞭な説明を避けるためここでは示されていないが、複数の信号およびパワー出力は、ＤＣ電流も伝送する多導体微細同軸ＲＦ導波管ケーブルを介し、使用の最終目的地である第２マニフォールド１０４に送られる。当然、ＲＦ導波管ケーブルは、第１出口１６と、送出しチューブ１０２と、第２マニフォールド１０４とに通す必要がある。
【００４７】
図４は、血液の加圧とろ過にギアポンプ１８ｂを使用すること以外は図３に示されたものと同じである、第１マニフォールド１２のもう１つの実施例である。ローブポンプ、ペリスタルティックポンプ、遠心ポンプなどの他のタイプの液体ポンプ装置も使用することができる。
【００４８】
図４Ａは、キャビテーション１３０に誘起された超音波によって、抽出されたソース血液の望ましくない物質を微細な石灰沈着の破片４２７およびプラークの破片４２８になるまで粉砕し乳化するために、超音波パワー放射１２０ａおよび１２０ｂを血液にそれぞれ放射するインラインフィルター３０の上流に設けられたパワー変換器１１６ａおよび１１６ｂを使用した第１マニフォールド１２の後チャンバー２８ａ内での血液ろ過の改善を示す。超音波キャビテーションプロセスの基本的な物理学と、その血液内の特定の望ましくない物質を粉砕し乳化する力は、図９Ａから図１０において後述する。本質的に、改善された後チャンバー２８ａは、超音波乳化チャンバーとして機能する。粉砕および乳化によってこれらの望ましくない物質の大きさが大幅に小さくなるのに伴い、インラインフィルター３０における対応する微粒子の負荷が軽減されるため、効率が高くなる。後チャンバー２８ａは血管の外に設けられているため、後チャンバー２８ａの寸法と形状は、超音波パワー放射１２０ａおよび１２０ｂの強力な共鳴定在波を生成するために適したものにすることができる。また、後チャンバー２８ａの温度は、強烈な超音波キャビテーションを生成するための伝導性を有するように、所定の範囲内に維持することができる。温度の好ましい実施例は、約６０℃から約８０℃の範囲であると推定される。この外部超音波乳化チャンバーは、粒度の大きな破片を破壊するよう最適化することができるため、後チャンバー２８ａは、生体内で行なう場合に比べ、プラークおよび石灰沈着の破片の乳化をより効果的に行うようにすることができる。図４Ｂは、パワー変換器１１６ａをベーンポンプ１８ａと組み合わせて使用し、前記血液ろ過の改善を具体化した第１マニフォールド１２の概要図である。同様に、図４Ｃは、パワー変換器１１６ａをギアポンプ１８ｂと組み合わせて使用し、前記血液ろ過の改善を具体化した第１マニフォールド１２の概要図である。
【００４９】
図５は、ガイドワイヤーのある注入器ヘッドと注入ノズル１０６を含む本発明の装置の血液送出し注入ユニット１００の先端を示す。本実施例では、治療中の血管４２０を先に刺し、その中に通すよう操られるガイドワイヤー１０８によって、血液送出し注入ユニット１００の先端が制御され、誘導されている。外側の実質的に円筒形の注入カテーテル１１４は、先端が収束した構造をし、注入ノズル１０６を形成する。インナーチューブ１１５は、治療中の血管４２０内の望ましくない沈着物および患部の血液組織を粉砕し、乳化するための超音波パワー変換器１１６が先端に取り付けられている。これは、パワー変換器１１６からの超音波パワー放射によって動作中に血液内でキャビテーションもたらし実施される。
【００５０】
インナーチューブ１１５の先端に取り付けられるもう１つのものは、前記のとおり、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂くことにより生成された過剰な逆符号電荷を中性にするために電荷を供給するための、注入ノズル１０６の近くに設けられたＤＣ放出チップ１２２である。その意図された機能性を損なわない限り、ＤＣ放出チップ１２２は、注入ノズル１０６の一部として製造することもできる。不明瞭な説明を避けるためここでは示されていないが、ＤＣ放出チップ１２２は、注入カテーテル１１４内または電気サブシステム３２内に設けられた高出力インピーダンスＤＣ電源から電源を供給することができる。ＤＣ放出チップ１２２は、代表的な直径を.００４インチ〜.０１２インチの範囲とする細い金属線製とするが、それよりも小さい、または大きい直径のものも許容することができる。金属線の材料は、ステンレス鋼または金であることが好ましい。若しくは、ＤＣ放出チップ１２２は、ステンレス鋼または金製の１本の針または針の配列とすることもできる。血液内の逆符号イオンによる公知の物理現象であるデバイ遮蔽を防止するため、中性化電荷の供給と共に脱イオン水を注入することができる。ＤＣ放出チップ１２２を脱イオン水で囲うことにより、デバイ遮蔽効果を中性化させることができ、ＤＣ放出チップ１２２から放射される電荷を治療中の血管４２０の患部に送ることができる。インナーチューブ１１５の先端に取り付けられるもう１つのものは、前記の血流内でＲＦ放出を生成するためのＲＦ放出チップ１２６の形態による加熱装置である。物理的に、ＲＦ放出チップ１２６は単にＤＣ放出チップ１２２に使用されるものと同じ放出チップとすることができ、ＲＦ放出チップ１２６は、先端が治療部内で位置決めされるまで針の中に収納された曲がった伸縮自在なアンテナ（ステンレス鋼または金製の細い金属線）の束をさらに含む独立した１本の針により製造することもできる。６０ＧＨｚ（１０9Ｈｚ）以上のＲＦ周波数を使用する場合、ＲＦ放出チップ１２６は、直径約４ｍｍのマイクロディッシュアンテナなどの方向を操縦可能なアンテナを代わりに導入することができ、電気的に操縦可能な同寸法のフェーズドアレーアンテナが好ましい。ＲＦエネルギーを必要とされている場所に向けて集中させる操縦可能なアンテナの能力は、ミリ波（波長がミリメートル範囲内にあるＲＦ）技術の重要な利点である。当然、加熱装置は、ＲＦ放出チップ１２６以外に、抵抗ヒーター、熱電気装置、電磁誘導ヒーターなど、多数の導入形態から選択することができる。また、その意図された機能性を損なわない限り、加熱装置は、注入ノズル１０６の一部として製造することもできる。
【００５１】
インナーチューブ１１５の先端に取り付けられるもう１つのものである、治療中の血管内側の血管内の超音波画像用の低パワー画像周波数超音波伝達装置は、不要で不明瞭な説明を避けるため、ここでは図示されていない。超音波画像装置は、操縦可能なフェーズドアレー超音波トランシーバーを含む。超音波変換器は、１８００ｒｐｍまたは３６００ｒｐｍで高速回転し、１秒３０または６０フレームの時間分解能で治療中の血管内部の３６０°のリアルタイム映像を提供する指向性の超音波ビームを放射する。若しくは、独立した単一の変換器と約１８００ｒｐｍで回転する回転受信機によっても、側面および軸上の分解能が約１５０ミクロン（１０-6ｍ）および９０ミクロンで、それぞれ３０ＭＨｚの超音波変換器周波数を有するＺ方向に垂直な３６０°映像を生成することができる。より高い超音波変換器周波数において、対応する空間的画像分解能が向上する。
【００５２】
選択的図面として、パワー変換器１１６駆動用の高周波パワー電気信号１１８が示されている。材料を血液および電気絶縁から隔離するため、ガイドワイヤー１０８と多導体微細同軸ＲＦ導波管ケーブルが、インナーチューブ１１５内に入れられている。
【００５３】
図６は、導波管構造を介して伝達される駆動高周波パワー電気信号１１８を有するパワー変換器１１６ヘッドの実施例の側面図と立体図である。パワー変換器１１６の正面には、複数の同心円が描かれている。
【００５４】
図７は、折りたたみ式隔離バルーン１２８を有する第２マニフォールド１０４の実施例である。不要で不明瞭な説明を避けるため、相互接続する電力線および信号線は示されていない。注入ノズル１０６の上流に設けられた、膨らんだ折りたたみ式隔離バルーン１２８は、治療中の血管４２０の管腔を実質的に塞ぎ、局所的に上昇した血圧を隔離するため、圧力差を維持し、注入され加圧された血液が逆方向（−Ｚの方向）に流れることを防止する。膨らんだ折りたたみ式隔離バルーン１２８は、第２マニフォールド１０４を治療中の血管４２０に固定し、加圧された血液の力強い注入により生成された反動力および超音波パワー放射パルスにより生成された放射力を吸収することにも役立つ。同時に、適切に駆動されたポンプ装置１８によって安全伸縮限度内で膨らんだ折りたたみ式隔離バルーン１２８は、同じポンプの動きによってＺ方向に押される。
【００５５】
図８は、除去処置を行う治療中の血管４２０内の、注入ノズル１０６および折りたたみ式隔離バルーン１２８を有する第２マニフォールド１０４の配置図である。この実施例では、治療中の血管４２０は、動脈とすることができる。最初に、ガイドワイヤー１０８を治療中の血管４２０に通す。その後、第２マニフォールド１０４が動脈内をゆっくりと患部まで進み、折りたたみ式隔離バルーンはたたまれしぼんだままである。第２マニフォールド１０４が位置決めされ、適切に一直線に並べられた後、第１マニフォールド１２内のポンプ装置１８が動作し、ろ過され加圧された血液を送出しチューブ１０２経由で第２マニフォールド１０４に供給する。継続するポンプの動きにより、加圧された血液が、注入ノズル１０６を介し、注入ノズル１０６のすぐ下流の患部に力強く注入される。これによって、注入ノズル１０６の圧が下がり、逆に折りたたみ式隔離バルーン１２８が、安全限度内で動脈壁に接し軽く広げるまで膨らむことにより、動脈の流れを塞ぎ、注入され加圧された血液が折りたたみ式隔離バルーン１２８の周りを上流側に逆流することを防止する。ここで、パワー変換器１１６およびＲＦ放出チップ１２６が、それに伴う超音波パワー放射により粉砕することによって、注入ノズル１０６のすぐ下流にあるプラークを除去するよう動作する。その後、粉砕されたプラーク破片が、超音波によって誘起された乱流による混合の動きによってさらに乳化され、力強い血液注入と強力な超音波自体の放射圧によって下流に押される。同時に、ＤＣ放出チップ１２２が動作し、血液に電荷を放出し、動脈壁の健常な平滑筋組織からプラーク組織を引き裂くことによって生成された過剰な逆符号電荷を中性化する。同時に、パワー変換器１１６も動作させ、画像周波数によって、より血管内画像用に高い画像周波数超音波を放射することができる。
【００５６】
前記のとおり、超音波パワー放射による沈着したプラークの除去は、キャビテーションの形成に基づく。具体的には、より小さいが血管壁の内径よりも実質的に小さくない波長を有する強烈な超音波によって、液体内にそれぞれが部分的に真空になり、内破によって急速に崩壊する多数の微小空洞が生成される。突発的な「内破」によって放射される機械的なエネルギーによって、患部組織下の硬化した石灰沈着層の粉砕が行われる。これらの微細なキャビテーションは、非常に小さく、崩壊するときに、直径は数ミクロンしかない。内破するキャビテーションは、石灰化組織などの硬く、脆く、弾力性のない物質への攻撃に最もよく機能する。キャビテーションは、プラークの、弾力性がないにも関わらず柔らかい患部組織も破壊する。逆に、崩壊する空洞は、主として高度に局所的な機械的な曲げおよび圧縮しか提供することができず、引き裂く動作は提供しないため、血管壁の大部分を形成する、可撓性があり高度に弾力性のある健常な筋組織には、事実上まったく効果がない。健常な組織は、柔軟性および弾力性を有するため、局所的なゆがみおよび／または圧縮によって、内破圧力を簡単に吸収することができる。しかし、硬化した石灰化組織は硬すぎるため、局所的な内破の曲げおよび圧縮の力に屈服し、粉砕される。
【００５７】
また、石灰化組織は、１つまたは複数の機械的な振動の共振を支えるのに充分な硬さがあるため、定期的に超音波パワー放射の周波数を変え、石灰化組織の様々な機械的共振になるよう調整することが可能であり、これによって、超音波の石灰化組織粉砕能力を高めることができる。崩壊する空洞は寸法が小さいため、動脈を事実上塞栓させずに安全に通過することができる、直径数ミクロン未満の対応する小さい破片の粒子になるまで、プラークを粉砕することができる。逆に、キャビテーションの位置は通常、超音波定在波の節点周辺に集中するので、プラークの空間的に均一な粉砕を確実にするため、節点の座標は、時間依存的に行う必要がある。これは、周波数が近い２つ以上の超音波素子を同時に使用し、空間的にゆっくりと変化する定在波パターンを生成することによって達成可能である。
【００５８】
キャビテーション生成には高容積エネルギー密度が必要とされるため、超音波パワー放射は、反射を効果的することにより、空間的に管腔（血管の内部空間）に閉じ込めるべきである。血管壁の質量密度は、血液自体に比べそれほど高くないため、超音波を血管壁から反射させる効果的な方法は、血管壁の厚さよりも小さい超音波波長を使用することである。波長が長くなるほど、超音波は、局部的な圧力が高い場所の血管を局部的に引き伸ばし、局部的な圧力が低い場所の血管を収縮させる。波長が壁の厚さよりもかなり大きくなると、血管壁の曲げはほとんど生成されない。しかし、超音波の波長が壁の厚さよりもかなり短くなると、正および負の圧の部分が内壁表面でお互いに近くなり、局部的な壁の変形しか形成されなくなる。また、これらの変形は、波長を超えて壁の厚さまで拡大することはないため、壁は動かずに、超音波の反射が結果として生じる。そのため、超音波エネルギーは、短い波長の超音波の方がよく閉じ込めることができる。逆に、同じパワーレベルの超音波パワー放射の下で、キャビテーションは、通常、超音波の波長と共に増加する。これらの相反する２つのメカニズムのバランスを取るため、超音波の波長λは、ほぼ幾何平均に設定し、血管壁の厚さＴと血管管腔の直径Ｄの積の平方根に定義すべきである。数式で表すと、以下のようになる。
λ＝平方根（Ｔ×Ｄ）・・・・・・（１）
この方法によって、幾何平均が壁の厚さよりも大きい場合でも、過度に大きくなることはないため、結果としての超音波は、この波長で適切に閉じ込めることができる。その一方で、λは管腔直径Ｄよりも大幅に小さくなることもなく、強力なキャビテーションの形成に有利な条件である、半径方向（Ｚに垂直の方向）に適切に定義された定在波パターンを確立することができる。量的な例を挙げると、血流内の音の伝達速度は秒速約１４００ｍである。平均的なヒトの動脈の直径は、約３ｍｍ〜６ｍｍであるため、計算された超音波の周波数は、０.５ＭＨｚ〜２ＭＨｚの範囲であるはずであり、超音波をしっかりと閉じ込めることができる。小動物では、超音波の周波数は前記の値よりも高くすべきであり、大きな動物では超音波の周波数を前記の値よりも小さくすることができる。石灰沈着物が小さな粒子に粉砕されると、加圧された血液の注入と強力な超音波が組み合わさった効果による血液の乱流が、粉砕された粒子を完全に混ぜ、血液と乳化させた後に、下流に前進させる。
【００５９】
図９Ａは、この実施例では動脈の、除去プロセスにおける超音波キャビテーションプロセスおよびアテローム性動脈硬化の治療中の血管４２０の内膜４２３に沿った患部のプラーク組織４２５とのその最初の相互作用を示す。図示のとおり、キャビテーション１３０が、主に平滑筋４２１による弾力性を有する血管壁からの超音波パワー放射１２０の複数の反射による部分的な定在波の節点の近くで形成されている。崩壊の際に、各キャビテーション１３０が激しく内破し、患部のプラーク組織４２５と共振し、強烈で局所的な圧力をもたらす。これらの表面のキャビテーション１３０ａは、壁周辺で崩壊し、患部のプラーク組織４２５など、硬化した内側表面の鋭い局所的な曲げおよび圧縮をもたらす。患部のプラーク組織４２５は、堆積した、ゆるい、泡状の脂肪性沈着物と、内膜４２３に付着した線維状の被膜（または覆い）とを含む。このプラーク物質は、柔らかく、脆く、ほとんど弾力性がない。動脈が心拍と共に収縮と拡張を繰り返すと、プラークと内膜４２３との間の癒着がゆるむ。これによって、カルシウム沈着物が、プラークの外側部分と血管壁の筋層との間の隙間に堆積し、石灰化層４２２が形成される。こうした石灰沈着プロセスは、時と共に徐々に進行し、最終的には弾力性がなくなり、動脈全体が硬くなる。
【００６０】
図９Ｂは、除去プロセスにおける、キャビテーション１３０と、表面のキャビテーション１３０ａと、患部のプラーク組織４２５との間の中期の相互作用を示す。この時点で、共振した患部のプラーク組織４２５およびその下の石灰化層４２２が、ばらばらのプラーク破片４２６に粉砕されている。超音波に誘起されたキャビテーション１３０および１３０ａはさらに共振し、破壊されたプラーク破片４２６および石灰沈着を曲げ、小さく鋭い微細な石灰化破片４２７に分解し、石灰化破片４２７を再利用して、患部のプラーク組織４２５およびそれを覆う線維組織を移動させ、または穴をあける。
【００６１】
図９Ｃは、除去プロセスにおける、超音波キャビテーションと、患部のプラーク組織４２５との間の晩期の相互作用を示す。超音波に誘起されたキャビテーション１３０の手当たり次第の内破による微細な石灰化破片４２７の激しい動きによって、柔らかい患部のプラーク組織４２５およびその線維状の被膜は、最終的に破壊され粉砕される。キャビテーション１３０に伴うそれぞれの内破は、近くの密集した石灰化破片を弾道的に飛ばす。弾丸のような数多くの石灰沈着の破片は、柔らかく、弾力性のなく、脆く、破壊されたプラーク破片４２６に穴をあけ、微細なプラーク破片４２８になるまで砕き、プラーク破片４２８は、血液に完全に混ぜられ乳化し、安全に下流に流される。
【００６２】
以上の説明により、適切に使用した場合、超音波パワー放射は、アテローム性動脈硬化のプラークおよびそれに伴う石灰沈着の安全で効果的な除去方法であることが明確である。超音波に誘起されたキャビテーションは、密集した石灰化沈着物を選択的に粉砕し、粉砕された硬い石灰沈着の破片に、激しい弾道的な動きを起こさせることができる。硬い石灰沈着の破片のこうした動きは、血管壁を構成する近くの健常な筋組織を傷つけることなく、柔らかく、泡状であるが弾力性のないプラーク組織およびそれに関連する線維状の覆いを簡単に切り、それらに穴をあけることができる。超音波は弾力性のある健常な組織を傷つけることはないため、患部からの石灰化沈着物の除去が完了すると、超音波除去の動きは自動的に終了する。そのため、管腔内で発達したプラークの突出がない、またはほとんどないプラーク形成の初期であっても、本発明の血液沈着物除去装置１を使用して、患部の沈着物を安全に取り除くことが可能である。さらに、本発明の血液沈着物除去装置１の周波数走査の側面によって、低レベルの超音波パワーを利用し、石灰沈着物質を共鳴させて粉砕させる処置を実施することができる。
【００６３】
図１０は、粉砕後のプラークおよび石灰沈着の破片を治療中の血管４２０の患部からどかす掘削を示す。掘削の動きには、注入ノズル１０６からの加圧された血液の力強い注入と、超音波パワー放射１２０によって生成される放射圧力が伴う。図示したように、加圧された血液の流れ４２９は、加圧された血液の力強い注入によるものである。そのため、プラークの破片は下流に力強く押され、患部からどかされる。好ましい実施例では、可能である場合、インラインフィルター３０を介して微細な石灰化破片４２７および微細なプラーク 破片４２８を収集するため、同じ治療中の血管４２０の近くの下流の位置に吸引針２４を挿入すべきである。さらに、多段階の粉砕および乳化によって、対応する超音波パワー放射を血液内に放射し、治療中の血管４２０内の望ましくない沈着物を除去するため、吸引針２４の先端の近くに装着された１つまたは複数の追加のパワー変換器を有する第３マニフォールド２０をさらに提供することができる。以上の説明により、当業者は、除去プロセスにおいて負のＺ方向で治療中の血管４２０内の所定の深さの位置に到達した後、注入カテーテル１１４をＺ方向に沿って押すことも、逆方向に引くこともでき、血液沈着物除去装置１を双方向的に走査することができることが明確なはずである。
【００６４】
図１１は、例として、注入ノズル１０６内に設置されたＤＣ放出チップ１２２からの正電荷放射による新しく形成された組織創傷の上の負の表面電荷４４０の中性化を示す。ＤＣ放出チップ１２２は、除去プロセスにおいて、電気サブシステム３２によって同時に電源供給され、新しく形成された組織創傷上の負の表面電荷４４０は、ＤＣ放出チップ１２２から放射される正の空間電荷４４１によって中性化される。過剰な表面負荷形成の中性化によって、血液凝固を減少させることができ、望ましくない沈着物の下の創傷組織の治癒を促進することができる。図８で示すように、折りたたみ式隔離バルーン１２８の外側表面は、治療中の血管４２０の内壁に実際に物理的に接触して、環状に壁に非常に近く位置しているが、その代わりにＤＣ放出チップ１２２を折りたたみ式隔離バルーン１２８の外側表面の周りに配置し、患部の、または引き裂かれた健常な組織の近くで、またはそれに直接接触して放出を提供し、生成された過剰な負荷の中性化の効果を高めることができる。
【００６５】
図１２Ａおよび図１２Ｂは、いずれも血液送出し注入ユニットの前部に先端超音波空洞を有するデュアルチューブコンセプトを使用した本発明のさらなる改善を示す。図１２Ａは、第３マニフォールド２０を第２マニフォールド１０４（図１参照）と組み合わせ、半可撓性相互接続チューブ２０４で相互接続した注入除去ユニット２００および収集閉じ込めユニット２０２を含む単一のマニフォールドにした、本発明のもう１つの実施例であり、収集閉じ込めユニット２０２は、注入除去ユニット２００から、例えば数ミリメートルなど、わずかに下流に位置している。より明確にするため、本実施例では、注入除去ユニット２００は、注入ノズル１０６と、パワー変換器１１６と、ＤＣ放出チップ１２２と、ＲＦ放出チップ１２６と、注入カテーテル１１４と、折りたたみ式隔離バルーン１２８を有する第２貯蔵チャンバー１１２とを含む。収集閉じ込めユニット２０２は、デフレクターヘッド２０６と、半可撓性相互接続チューブ２０４と、レセプターチューブ２０８とを含む。デフレクターヘッド２０６は、プラークおよび石灰沈着の破片を、吸引によって閉じ込め、能動的に収集するために用いられる。レセプターチューブ２０８は、破片を多く含む血液を押し出して、第１入口１４経由で第１マニフォールド１２に戻し、インラインフィルター３０によって破片を除去できるようにし、薬品容器３４を介して追加の血液調整を行うことができるようにする。この改良型の第２マニフォールド１０４は、治療中の血管４２０内を進み、注入除去ユニット２００および収集閉じ込めユニット２０２の両方が、体内をゆっくりと移動しながら血管壁の数多くの湾曲をこなすため両者の間で必要な範囲の可撓性の動きを提供する半可撓性相互接続チューブ２０４と調和して移動する。この配置によって、血液を詰らせる可能性のある破片は、収集される前に移動することがない。そのため、血液沈着物除去装置１が、５ミクロン（１ミクロン＝１０-6ｍ）またはほぼ赤血球と同じ大きさを超える破片を偶発的にいくつか生成した場合でも、破片が血液循環系の下流に移動し潜在的な損傷をもたらすことはないため、重要ではない。
【００６６】
図１２Ｂは、注入除去ユニット２００のパワー変換器１１６から放射された超音波パワー放射１２０を、収集閉じ込めユニット２０２がさらに反射し、閉じ込めることを示す。内膜４２３からの超音波の反射と共に、収集閉じ込めユニット２０２は、いくつかの共鳴周波数を有する１種の音波ガイドを形成する。超音波周波数は、電気サブシステム３２によって経時的に変動させることができ、超音波周波数が前記共鳴周波数を掃引し、超音波の増幅によって、これらの共鳴周波数が大幅に増大される。これによって、キャビテーション１３０の強度とその除去力が大幅に増大する。超音波周波数がこれらの共鳴周波数の近くになくても、超音波パワー放射１２０は音波ガイドに対し反射していることから、超音波のエネルギー漏れは最低限になり、閉じ込められた場所での超音波エネルギーの密度が増加する。また、音響空洞内で集められた超音波の時変音波放射圧も、強力な攪拌力を生成し、血液乳化の乱流をさらに強める。収集閉じ込めユニット２０２によって超音波漏れを減らすことによって、閉じ込め効果のもう１つの長所は、治療中の患部以外の健常な組織に対する、高パワー超音波の潜在的に有害な生物学的効果を制限することができる。
【００６７】
本実施例のもう１つの利点は、患者の身体で１箇所の侵襲しか必要としないため、患者の不快感を軽減できることである。さらに、本発明の実施例では、注入除去ユニット２００によって投与された薬品を自動的に回収し、再利用することができる。これは、患部の治療を主に意図しているが、毒性が高く、健常部に漏れると潜在的に危険なある種の薬品にとって有利である。そのためより広範な薬品を、標的をより限定して使用することができる。
【００６８】
ＲＦ放出チップ１２６によるＲＦ除去と組み合わせて使用する場合、ＲＦパワーを効率的に集中させることの必要性は、超音波除去の場合と同様である。しかし、ＲＦ領域を効果的に反射させるため、デフレクターヘッド２０６を伝導性にする必要がある。これは、金属構造のデフレクターヘッド２０６または伝導表面コーティングがなされた非金属デフレクターヘッド２０６によって、簡単に実現することができる。
【００６９】
注入除去ユニット２００に接続された送出しチューブ１０２ａと、収集閉じ込めユニット２０２に接続されたレセプターチューブ２０８とを有する前記のデュアルチューブ配置は、放出正電荷を、単極ではなく双極にすることをさらに可能にする。単極放出方式は、１つの極の電荷しか目的地に提供されず、他の極は単に接地される。血液などのイオン化された液体内では、こうした単極放出方式は、血液内の逆電荷のイオンによって放出電極が静電的に遮蔽されるデバイ遮蔽と呼ばれる現象によって妨げられ、放出があまり効果的にならないことがある。しかし、双極放出方式では、両極の電荷が目的地に同量提供される。具体的には、意図的に導電性にされた収集閉じ込めユニット２０２が、プラスイオンの形態で、ＤＣ放出チップ１２２から正電荷を引きつける陰極として機能する。適切な形状の陰極によって、正電荷イオンは、患部表面の過剰な負の表面電荷４４０と接触し、中性化させることができるため、電荷中性化の効果を高めることができる。
【００７０】
数多くの実施例は、ヒトおよび動物の血管壁内膜の望ましくない沈着物を除去する装置を説明するものである。しかし、当業者にとって、これらの実施例は、本発明の主旨および範囲を逸脱することなく、ヒトおよび動物の血管に関連するもの以外の追加の応用のために修正し変更することができる。そのため、本発明の範囲は、開示された実施例に限られるものではない。それとは逆に、同じ動作原則に基づく様々な修正および類似の変更を網羅することが意図されている。そのため、特許請求の範囲は、もっとも広い解釈を許すものとし、すべての修正および類似の変更を含むものとする。
【図面の簡単な説明】
【００７１】
【図１】血管内膜に沈着したプラークを取り除くためのヒトまたは動物の循環器系に応用される本発明の装置の実施例を示す図である。
【図２】血液をヒトまたは動物の静脈または動脈から抽出するために用いられる血液抽出加圧ユニットの第３マニフォールドと呼ばれる部品の図である。
【図３】投薬、電荷信号、ＲＦ信号生成の機能を提供するだけでなく、血液の加圧およびろ過用のベーンポンプを使用する第１マニフォールドの実施例を示す図である。
【図４】ギアポンプが設置された第１マニフォールドのもう１つの実施例を示す図である。
【図４Ａ】抽出されたソース血液の望ましくない物質を粉砕し乳化するために超音波パワーを血液に放射するインラインフィルターの上流に設けられたパワー変換器を使用した第１マニフォールド内での血液ろ過の改善の図である。
【図４Ｂ】パワー変換器をベーンポンプと組み合わせて使用し前記血液ろ過の改善を具体化した第１マニフォールドの概要図である。
【図４Ｃ】パワー変換器をギアポンプと組み合わせて使用し前記血液ろ過の改善を具体化した第１マニフォールドのもう１つの概要図である。
【図５】ガイドワイヤーのある注入器ヘッドと注入ノズルとを含む本発明の装置血液送出し注入ユニットの先端の図である。
【図６】導波管構造を介して伝達される電気駆動信号を有する超音波パワー変換器ヘッドの実施例を示す図である。
【図７】本実施例で血圧隔離バルーンを有する第２マニフォールドと呼ばれる血液送出し注入ユニットの全部の図である。
【図８】除去処置を行う治療中の血管内の注入ノズルおよび血圧隔離バルーンを有する第２マニフォールドの配置図である。
【図９Ａ】除去プロセスにおける超音波キャビテーションプロセスおよび治療中の血管内壁に沿ったプラークとの最初の相互作用の図である。
【図９Ｂ】除去プロセスにおける超音波キャビテーションと望ましくない沈着物との間の中期の相互作用の図である。
【図９Ｃ】除去プロセスにおける超音波キャビテーションと望ましくない沈着物との間の晩期の相互作用の図である。
【図１０】粉砕後のプラークおよび石灰沈着の破片を治療中の血管の患部からどかす掘削の図である。
【図１１】注入ノズル内に設置された電荷放射電極からの正電荷放射による新しく形成された組織の創傷表面の負電荷の中性化の図である。
【図１２Ａ】血液送出し注入ユニットの前部に先端超音波空洞を有するデュアルチューブコンセプトを使用した本発明のさらなる改善の図である。
【図１２Ｂ】血液送出し注入ユニットの前部に先端超音波空洞を有するデュアルチューブコンセプトを使用した本発明のさらなる改善の図である。
【技術分野】
【０００１】
本発明は医療装置に関し、特に、血管内壁から不要な沈着物を取除くための新しい装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
アテローム性動脈硬化は、通常、コレステロールなどの脂肪性物質の長期にわたる動脈内壁層への沈着または変性蓄積による動脈内径の激しい収縮に関連付けられる。実際には、アテローム性動脈硬化に伴う生物学的プロセスは、医学用語で狭窄と呼ばれる、動脈の圧縮を最小にするよう試みるヒトまたは動物の身体の自然治癒の機序を含んでおり、より複雑である。ここでは、自然治癒の機序は、動脈の外側への拡大、医学用語でいう「リモデリング」によって機能する。アテロームと呼ばれるこれらの長期にわたる沈着の組成物は、アテローム自体の線維組織の被膜だけでなく、小食細胞、死んだ細胞や生きた細胞の細胞残屑も含む。時間が経つにつれ、アテローム層とその下にある血管壁の平滑筋細胞層の間で、石灰沈着が起こることもある。
【０００３】
石灰沈着層、アテロームおよび線維組織の覆いの組合せは、合わせて「アテロームプラーク」と呼ばれ、時と共に大きくなり、その発達に動脈壁の外側への拡大がついていくことができなくなると、内径を狭めるようになる。しかし、これが起こる前でも、アテロームの存在により動脈壁が硬くなり、前記石灰沈着が原因で脆くなる。構造上、アテロームは、小嚢が寄せ集まった泡状物質であり、その最終的な物理特性は柔らかく、脆く、弾力性がない。
【０００４】
進行期には、アテローム層の線維状の覆いが破裂する傾向がある。その原因は、正常な心拍よりもやや強い心拍によるものに過ぎない。破裂すると、ばらばらになった組織が、内部が糊のようになった細胞のような構造をした血小板を集め、血小板は、コラーゲン（皮膚などにある強力で白い結合組織）と接触すると、血液凝固機序を活性化させ、「血液を濃く」し、動脈血管内部に突き出て一時的な狭窄をもたらす「線維素血餅」を形成する。また、ばらばらになった石灰化沈着物および壊死組織片は、直径が５ミクロン（１ミクロン＝１０-6ｍ）を超える場合、細静脈が詰って衰弱をもたらし、突然死をもたらすこともある。そのため、これらのアテロームプラークの除去を試みる処置を行う際に、血流からプラークの破片を直ちに除去するか、大きさが５ミクロンを大きく下回る粒子になるまでプラーク組織および石灰沈着の残屑を粉砕することを確実にする必要がある。また、アテロームプラーク粉砕の結果、血餅が形成されやすくならないよう、対策を行う必要がある。
【０００５】
現在、動脈内膜のコレステロールおよびその他の脂肪性物質の蓄積であるアテロームプラークによって遮断された冠状動脈から障害物を取り除くための医療機器および技術は、数多くある。主要なものとして、バルーン血管形成術、レーザー血管形成術、ステント、高速回転式アテローム切除術、方向性アテローム切除術、吸引型アテローム切除術がある。通常、その他の技術でプラークが充分に除去されてから実施されるバルーン血管形成術を除き、その他の機器および技術は、本質的に高侵襲的であり、主要な冠状動脈が遮断されたために迅速な再開通が必要とされる状況で使用される。早期のプラーク除去にこうした高侵襲的技術を使用することは、通常、リスクが高すぎる。
【０００６】
実際の治療においては、主要動脈内に通し、動脈壁内の患部に先端が到達するよう導く、カテーテルと呼ばれる細い可撓性の管がこれらの各技術で通常使用される。カテーテルの前に、誘導用のガイドワイヤーが通常挿入される。その後、カテーテルがガイドワイヤーを越えて、標的エリアに到達する。
【０００７】
従来技術のより詳細な例として、レーザー血管形成術は、レーザーアテローム切除術とも呼ばれ、カテーテルの先端に取り付けられ、短パルスの強烈なレーザー光を放射し、動脈を遮断しているアテロームプラークを切除する、手術用レーザーを利用する。レーザー光による動脈壁の併発的な損傷を防止するため、理論上、レーザーパルスをプラーク分子に誘導することによりプラーク分子を攻撃することができる標識抗体を、事前に患者に注入する。しかし、それでもレーザーによって健常な動脈壁組織に傷をつけるリスクは大きい。レーザーアテローム切除術に関連するリスクの例としては、動脈穿孔、不整脈、ＵＶレーザーからの紫外線（ＵＶ）放射に起因する遺伝子突然変異、再狭窄、機器からの有毒ガス漏洩、動脈壁を損傷する可能性のあるレーザー誘起蒸気泡、血管痙攣などがある。レーザー処置に続き、治療詳細部のＸ線画像によりバルーン血管形成術の必要性を判定するため、Ｘ線造影色素が血流に注入される。バルーン血管形成術は、その先端に折り畳まれたバルーンが付けられたカテーテルを利用する。水圧によって膨らむと、バルーンがプラークを押し付け、動脈壁を広げ、拡張させる。また、バルーンが入れられた伸張性の網状のチューブである「ステント」は、バルーンによって広がり、バルーンをしぼませ、除去した後に、留置される。ステントは、新しく広げられた動脈の開いた位置を内側から支持するために機能する。
【０００８】
従来技術の２つ目の例である高速回転式アテローム切除術は、冠状動脈の遮断を除去するため、レーザー血管形成術の代わりに使用されることが多い。微細ダイアモンドでコーティングされた、高速（約２００，０００ｒｐｍ）回転する楕円形の「バー」を使用し、閉塞物を通常は赤血球よりも小さくなるまで断片化し、血液に害なく流すことができるようにする。ダイアモンドでコーティングされたバーは、中央のガイドワイヤーに沿って動く可撓性の駆動軸に溶接されている。駆動軸は、高圧の空気タービンを備えたアドバンサーに接続された細いさらの中に収められている。また、生理食塩水を継続的に注入することにより、駆動軸の回転により生成される熱の消散に役立ち動脈痙攣を最小限にすることができる。バーの寸法は、直径１.２５〜２.５ｍｍである。圧縮空気によって駆動する高速回転式アテローム切除装置は本質的に健常な組織を損なわずにアテロームプラークを選択的に切除することができることを主張した「選別切削」理論にもかかわらず、高速回転とダイアモンドビットの硬度のため、動脈を引き裂き、心臓周辺での出血をもたらすリスクが大きい。このリスクにもかかわらず、ダイアモンドでコーティングされた回転するバーは、傷がついていない組織を傷つけてはならない。それに対し、レーザー血管形成術において、レーザーエネルギーはより遠くまで到達し、組織蒸散を遠くで実施することができる。レーザー血管形成術は本来、より危険であるため、他の侵襲的処置に比べ頻繁に使用されていない。高速回転式アテローム切除術は、石灰化が強く、弾力性がなくなった、または長い病変の治療に特に効果的である。
【０００９】
従来技術の３つ目の例である方向性アテローム切除術は、高速回転式アテローム切除術に類似している。方向性アテローム切除術は、片側に開口部があり、反対側にバルーンがある金属ハウジングに入れられ、小さな円柱状の回転する鉄のカッターを先端に備えた特殊なカテーテルを使用する。最先端にある小さなプラスチックの円錐が、そぎ落とされたプラークの破片を収納する。カッターは約２０００ｒｐｍで回転し、プラークを動脈壁からそぎ落とす。そぎ落とされたプラークの破片は、プラスチックの円錐に直ちに収集される。カテーテルを抜き出した後、プラークの破片は円錐から取り除かれる。方向性アテローム切除術による創傷のリスクは、レーザー血管形成術および高速回転式アテローム切除術に比べて小さい。カッターの開口部の方向が適切に位置決めされていれば、身体の損傷のリスクは小さい。しかし、方向性アテローム切除術は、回転速度が遅く、鉄の硬度が低いため、石灰化が強いプラークの除去にはあまり効果的ではない。
【００１０】
吸引型アテローム切除術は、中空チューブと回転する刃が先端についた特殊なカテーテルを用いた、もう１つの従来技術である。吸引型アテローム切除術は、中空チューブによってプラークの破片を体外に吸引する点が、方向性アテローム切除術と異なっている。それ以外は、その長所および関連するリスクは、方向性アテローム切除術に類似している。
【００１１】
通常、レーザー血管形成術、高速回転式アテローム切除術などの高侵襲的処置は、重篤な冠状動脈の遮断にのみ使用される。冠状動脈の単なる「狭窄」または「硬化」など、それほど重篤でない症例においては、バルーン血管形成術が通常実施される。その理由は、より侵襲的な処置は、プラークが血管の管腔に突き出ている場合に、最も効果があるためである。動脈壁に平らにもたれかかったプラークは、患部が健常な血管壁の筋組織の近くにあるため、レーザーでも機械的な切除でも、血管自体に重篤な創傷をもたらすリスクなしに除去することはより難しい。
【００１２】
バルーン血管形成術の不利な点は、それ自体でプラークを除去しないことである。バルーン血管形成術で行っているのは、プラークを広げて押し付けることにより血管壁の形を変えた後、新しく形成された形を「ステント留置」により維持することだけである。このアプローチの問題点は、プラーク自体が脂肪性物質の沈着をさらに誘引する傾向があるため、処置によって、アテローム性動脈硬化を止めるどころか、減速させることもない。さらに、プラーク組織と内膜の間の界面の石灰沈着は除去されず、すでに存在している石灰化層を増進する可能性もある。この継続した石灰沈着によって、顕著な動脈狭窄が発生しなくても、動脈壁の弾力性がなくなり、脆くなる傾向がある。プラークと石灰化層を除去することによってしか、アテローム性動脈硬化を効果的に減速させ、または逆戻りさせることはできない。
【００１３】
レーザーまたは機械的切除によるプラークの除去によって、合併症が起こる。具体的には、引き裂かれた患部組織の破片は負荷を生じ、本来は外部の出血による血液の損失を防止するためのものである血液凝固システムを活性化させる。活性化することにより、血液を凝固させ、または濃くし、炎症を起こす原因となる。血液凝固も引き裂かれた内膜の炎症も、血管のさらなる閉塞と狭窄をもたらし、問題となる。
【００１４】
高速粉砕プロセスに伴うもう１つの潜在的な合併症は、生成された一部のプラークの破片は、血流の中を流れるのに充分な小ささをもっていない可能性があり、命にかかわる臨床的に重大な塞栓の原因となる可能性がある。これは、特に高速回転式アテローム切除術などの処置で特に深刻となることがある。このリスクに関し、方向性アテローム切除術および吸引型アテローム切除術は、血流の中を流れる前に、ほとんどのプラークの破片を収集してしまうため、より安全である。しかし、石灰化が強い組織を効果的に粉砕することができないため、比較的大きな石灰沈着の破片が血流の中を流れ、即死の原因となる危険性が増加する。
【００１５】
アテロームプラークがゆっくりと徐々に形成される間に、小さなプラークが破裂することがあり、その結果、血液凝固物質の蓄積によりプラークの負荷が突然増加することが近年立証されている。これは、プラークが大量に沈着しているが、管腔狭窄がほとんどない、または全くない場所でも発生する。一般的に、プラークは、急速に発達し、管腔内で血流と隔てる線維状の被膜が薄い場合、脆弱になり、破裂する。プラークの破裂は、線維状のプラークの被膜が引き裂かれたときに発生する。破裂すると、組織の破片が壊死組織片として血流に撒き散らされる。この壊死組織片は、毛細血管を通るには大きすぎることがあるため、血管の小さな下流の分枝を妨げる。破裂によって、管腔からプラークの内部組織に出血し、プラークを急速に拡張させ、動脈管腔に突き出させた結果、管腔狭窄または閉塞が発生することがある。また、線維状のプラークの被膜が引き裂かれたことにより活性化した血液凝固により、動脈の流れが急速に遮断され、動脈から組織に供給される血液の流れが停止することがある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１６】
以上のように、従来技術のどの医療機器および技術も、前記のリスクおよび問題のすべてを充分解決することができないことは明確である。レーザーも高速回転式アテローム切除術も、リスクはあるが、晩期のプラークによる遮断の除去に効果的であり、早期および中期のプラーク形成の治療にはほとんど効果がない。これは、管腔侵入が最低限である中期の脆弱なプラーク形成が、自然に破裂する傾向があるため、臨床的により危険であり、急性の重篤な心臓発作または即死をもたらすと考えられている事実に鑑み、特に問題である。
【００１７】
バルーン血管形成術とステントは、逆に低侵襲であり、中期のプラーク形成の治療にとって安全であると考えることができる。しかし、動脈壁の内膜からプラークを実際に除去せず、管腔狭窄の症状を一時的に減ずるだけである。広範囲なヒトの臨床研究によっても、血管形成術およびステント留置術を受けた患者の死亡率の臨床的に顕著な改善は示されていない。晩期のアテローム性動脈硬化の治療のため機械的なアテローム切除術を受ける患者にとっては、アテローム切除に使用する高速粉砕プロセスにおいてプラーク組織が充分小さな破片になるまで切ることができないことが、塞栓のリスクを考慮した際に、懸念の原因となる。
【００１８】
同様に重要なことであるが、前記の従来技術のどの医療機器および技術も、早期のプラーク形成の問題を解決することができない。バルーン血管形成術およびステントは、プラークを除去できないため、早期のプラークの治療には基本的に効果がない。動脈壁に大きな損傷をもたらす可能性があるため、レーザーおよび高速回転式アテローム切除術は除外される傾向にある。比較的安全な方向性および吸引型アテローム切除術による処置では、プロセスにおいて健常な動脈壁組織をそぎ取り、壁を引き裂くことなしに、比較的浅いプラーク層をそぎ取ることができる見込みはない。
【００１９】
前記に鑑み、健常な血管組織を傷つけることのない自己停止型の、低侵襲的な方法で実施可能な、アテロームプラークを選択的に細粒粉砕することができる装置が非常に望まれている。この装置は、消毒と治癒促進のため、治療中の、引き裂かれた幹部組織の破片による負荷の構築に起因する望ましくない効果を軽減し、患部組織の除去による創傷が存在する下で、自然な血液凝固の傾向を防止することができなければならない。最後に、装置は、動作中に、プラーク残余物の除去、および血流を安全に通過するには大きすぎるプラーク破片の収集と除去を容易に行うことができなければならない。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
本発明は、ヒトおよび動物の血管壁の内膜の石灰化沈着物や脂肪性物質などの望ましくない沈着物を取り除く装置を開示する。この装置は、アテローム性動脈硬化およびその他の疾患の進展を減速し、逆戻りさせる効果を有する。そのため、本発明の装置は、内頸動脈、左右総頸動脈、冠状動脈、上腸間膜動脈、外腸骨動脈および様々な末梢動脈など、動脈系の様々な部分の治療に用いることができる。本装置は、内頸静脈、外頸静脈、左腕頭静脈、下大静脈、総腸骨動脈および様々な末梢静脈など、静脈系の様々な部分の治療に用いることもできる。本装置は、供給血管から血液を抽出し、抽出された血液から望ましくない物質を取り除くためろ過し、治療中の受領血管に再注入するためにろ過された血液を加圧することにより、それに伴う血液循環を引き起こし、望ましくない沈着物が流れることを促進する血液抽出加圧ユニットを含む。
【００２１】
本発明の装置は、加圧されたソース血液を治療中の血管に送出し、注入するための、血液抽出加圧ユニットに接続した送出しチューブと、第２マニフォールドと、注入ノズルとをさらに含む。
【００２２】
血液抽出加圧ユニットは、第１入口と、第１出口と、抽出されたソース血液を受け加圧するための第１入口および第１出口に接続されたポンプ装置とを備えた第１マニフォールドをさらに含む。
【００２３】
血液抽出加圧ユニットは、第３出口と、供給血管を刺してそこからソース血液を引き出すための少なくとも１つの吸引針と、抽出されたソース血液を第１マニフォールドに送出すための第３出口および第１入口に接続した吸引チューブとを備えた第３マニフォールドをさらに含む。
【００２４】
血液送出し注入ユニットは、注入ノズルを介し注入される前に加圧されたソース血液を緩衝しろ過するための、送出しチューブおよび注入ノズルに接続した少なくとも１つの第２マニフォールドをさらに含む。
【００２５】
第１マニフォールドは、供給血管から抽出した血液を一時的に貯蔵しろ過するインラインフィルターを有する第１ストレージをさらに含む。第１ストレージは、１つのチャンバーで低圧の血液を貯蔵し、もう１つのチャンバーで高圧の血液を貯蔵する、ポンプ装置を介して接続された２つのチャンバーを含む。
【００２６】
第１マニフォールドは、ポンプ装置用の駆動力、超音波パワー変換器用の駆動信号を１つまたは複数の周波数で生成するための高周波（ＲＦ）生成装置と、直流（ＤＣ）電源と、抗凝血薬などの補助薬を貯蔵し血流に計量する薬品容器とを備えた電気サブシステムをさらに含むことができる。
【００２７】
第２マニフォールドは、治療中の血管内の望ましくない沈着物および患部組織を、粉砕および乳化を介して除去し、血液循環系を安全に通るために充分な小ささの微粒子になるまで前記インラインフィルターによってさらにろ過するために、血流内で伝達する超音波パワー放射に、電気サブシステムから入ってくるＲＦパワーを変換するための超音波パワー変換器をさらに含む。例えば、白内障の医学的治療および半導体ウェハの洗浄における超音波に誘起された粉砕および乳化プロセスの基本的な物理学および応用が確立されている中で、このような粉砕および乳化プロセスを介して血管沈着物の除去を行う従来技術のシステムは知られていない。
【００２８】
望ましくない沈着物の石灰化組織の様々な機械的共振に超音波パワー放射を調整することによって、石灰化組織を粉々に粉砕する能力をさらに強化するため、入ってくるＲＦパワーの周波数を定期的に所定の範囲で変動するようにされている。
【００２９】
対応する超音波パワー放射が、空間的にゆっくりと変動する定在波パターンを示すことにより、沈着したプラークの空間的により均一な粉砕を達成するよう、周波数成分およびそのそれぞれの入ってくるＲＦパワーのレベルを選択することができる。
【００３０】
健常で弾力性のある血管組織に影響を及ぼさないようにするため、弾力性のなさに基づき、硬化した患部を選択的に粉砕する血液内のキャビテーションを生成するよう、超音波パワー放射の波長とパワーをさらに調整することができる。
【００３１】
より効果的な除去プロセスを実現するため、硬化した患部の固有共鳴周波数範囲に合わせて、超音波パワー放射の波長とパワーをさらに調節することができる。
【００３２】
弾力性のない患部が除去され流された時点で対応する超音波粉砕および乳化の動きが自動的に停止するよう、除去プロセスを自己停止させるため、前記の固有共鳴周波数範囲は、弾力性のない患部の範囲にさらに限定することができる。
【００３３】
第２マニフォールドは、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂くことにより生成された過剰な逆符号電荷を中性にするために電荷を放出するための、注入ノズルに付着し、電気サブシステムから給電される電極をさらに含む。
【００３４】
また、第２マニフォールドは、抗凝血薬を血流に注入し混合するための注入器をさらに含む。若しくは、血流に注入するため第２マニフォールドに送出される前に、第１マニフォールド内で抗凝血薬を血液に事前に混ぜておくこともできる。
【００３５】
また、第２マニフォールドは、患部組織を破壊するため局所的な加熱を提供するための加熱装置を含むこともできる。
【００３６】
さらに、第２マニフォールドは、放射性造影剤物質を注入し、Ｘ線を使用して治療中の血管の検査を行うことができるようにするための注入器メカニズムをさらに含むことができる。この注入器メカニズムは、抗凝血薬注入器と並べて配置することも、第２マニフォールド内または第１マニフォールド内の別々の注入器メカニズムとすることもできる。
【００３７】
さらに、第２マニフォールドは、注入ノズルの近くに配置された、治療中の血管内部の照らされた超音波画像を明るく照らし、検査するための超音波画像装置をさらに含むことができる。
【００３８】
さらに、第２マニフォールドは、ポンプ装置によって膨んだとき、安全な伸縮限度内で治療中の血管の管腔を実質的に塞ぎ、膨らんだ折りたたみ式バルーンが、治療中の血管に沿って同時に押され、加圧されたソース血液の望ましくない逆流を防止するよう機能する、折りたたみ式バルーンをさらに含むことができる。
【００３９】
以下のいくつかの図面を介し、同じまたは類似する部品を参照符号により示すことにより、本発明のその他の様々な物、機能および付随する長所をよりよく理解することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４０】
本発明を完全に理解できることができるようにするため、以下の本発明の詳細な説明において、数多くの具体的な詳細について述べる。しかし、当業者にとっては、これらの具体的な記述なしに本発明を実施できる可能性があることは明確である。本発明を不必要に不明瞭にする側面を避けるため、他の例においては、公知の方法、手順、材料、要素および電気回路について詳細に説明していない。詳細な説明は、主に簡略化された二次元図面との関連で提供されている。これらの説明は、当業者がその研究内容を他の当業者に簡潔かつ最も効果的に知らせるために用いられた手段である。ここでいう「１つの実施例」または「実施例」とは、実施例に関連して説明される特定の特徴、構造、または特性を、本発明の少なくとも１つの実施例に含むことができることを意味する。「１つの実施例において」という言い回しが説明の様々な場所に現れても、必ずしも同じ実施例について参照している訳ではなく、他の実施例を相互に除外した独立した、または二者択一的な実施例でもない。また、本発明の１つまたは複数の実施例で説明されるプロセスの順序は、特定の順序を示したものではなく、本発明を限定するためのものでもない。
【００４１】
図１は、治療中の血管４２０の内膜に沈着したプラークを取り除くためのヒトまたは動物の循環器系に応用される本発明の血液沈着物除去装置１の実施例である。血液沈着物除去装置１は、例えば、血流を詰まされる可能性のある破片を除去するためのろ過、酸素濃度レベルを高くするために酸素添加、若しくは温度またはｐＨの調整などによって処理しながら、血液を供給する供給血管４００からソース血液４０２を抽出し、抽出された血液を加圧されたソース血液４０４内に加圧する第１血液抽出加圧ユニット１０を含む。血液沈着物除去装置１はまた、第２血液送出し注入ユニット１００を含む。血液抽出加圧ユニット１０は、第１入口１４と、第１出口１６と、ポンプ装置１８とをさらに含むがその限りでない第１マニフォールド１２を含む。また、第１マニフォールド１２は、血液沈着物除去装置１で必要とする複数の必要な電源および信号を生成する電気サブシステム３２を設けることもできる。例えば、複数のＤＣ電源、複数の高周波（ＲＦ）パワー、多周波数ＲＦパワー信号生成装置などを含むことができる。第１マニフォールド１２は、ポンプ装置１８に連続して接続した後チャンバー２８ａおよび前チャンバー２８ｂなどの１つまたは複数の第１血液緩衝器をさらに含むことができる。当業者にとって、後チャンバー２８ａおよび前チャンバー２８ｂは、図に示すように、抽出された血液の望ましくない逆流を阻止するための１つまたは複数の一方向弁をそれぞれさらに含むことができる。後チャンバー２８ａおよび前チャンバー２８ｂは、ステンレス鋼構造とすることも、薬理学的に不活性であるフルオロカーボンポリマー、ポリウレタンまたはその他のエラストマーポリマーなどの弾性材料製とすることもできる。エラストマーチャンバーを使用することにより、ポンプの動きのパルス周波数に合わせてチャンバー本体の共振周波数を調整することができる場合に、治療中の血管４２０への血液注入の叩打力を大幅に高めることができ、さらに有利である。
【００４２】
追加機能として、第１マニフォールド１２は、本実施例の場合、動作中に血液沈着物除去装置１で必要とする補助薬を所定の割合で供給し計量するための後チャンバー２８ａなど、第１血液緩衝器に接続された薬品容器３４を設けることができる。例えば、補助薬は、血液のｐＨ値のバランスをとる溶液、または血餅防止のための抗凝血薬とすることができる。血餅の形成は、新しくできた創傷により、ヒトまたは動物の身体のホメオスタシス反応の結果として活性化される。他の例としては、補助薬は、血流に注入し、Ｘ線を使用して治療中の血管４２０を検査できるようにする放射性造影剤物質とすることができる。３つ目の例は、赤血球の酸素添加である。他の補助薬を同時に投与し、除去プロセスの医療上の効果を増進させることもできる。これらの抗凝血剤、放射性造影剤物質またはその他の追加の薬品は、事前に混合しておくことも、それぞれ計量し、後チャンバー２８ａおよびポンプ装置１８に接続されたベンチュリ管（中央部が絞られた円筒状の管）に注入し、個別に独立して加圧される容器を介して送出すこともできる。ポンプ装置１８の吸引の動きと、ベンチュリ管中央部の絞りによって、圧が下がり、様々な薬品をそれぞれの容器から引き入れることができる。さらに、薬品容器３４および／またはその他の様々な容器は、中央部の絞りで圧が下がり、圧の不均衡が生成された結果、容器壁の内側への動きが生まれ、薬品を徐々に容器から押し出すことにより、内容物が自動的にベンチュリ管に流れるようにするため、弾性の変形可能なものとすることができる。ここでは他の例として図示されていないが、薬品容器３４自体に、専用の供給マイクロポンプと、ソレノイド制御ニードル弁などの計量メカニズムを設けることもできる。薬品計量ニードル弁の部品は、通常、ステンレス鋼製、ポリエステル、フルオロカーボンポリマーなどの薬理学的に不活性なポリマー、またはこれらの材料の組合せとする。さらに、ポリウレタン、フルオロカーボンポリマーまたはその他のエラストマー材料などの様々な材料製のシールおよびＯリングを弁内部およびその周辺に使用する。
【００４３】
血液抽出加圧ユニット１０の下流に液体的に接続されているのは、加圧されたソース血液４０４を治療中の血管４２０に送出し、力強く注入する血液送出し注入ユニット１００である。血液送出し注入ユニット１００は、連続して接続された可撓性送出しチューブ１０２と、第２マニフォールド１０４と、および治療中の血管４２０の必要な場所に配置し、内側表面に沈着した近くのプラークを除去するため、加圧されたソース血液４０４を治療中の血管４２０に力強く注入する注入ノズル１０６とを含む。治療中の血管４２０に刺し、注入ノズル１０６、第２マニフォールド１０４および送出しチューブ１０２を治療中の血管４２０に沿って誘導するため、血液送出し注入ユニット１００は、送出しチューブ１０２の中に軸方向に通した折り曲げ可能なガイドワイヤー１０８と、第２マニフォールド１０４と、注入ノズル１０６とをさらに含む。第２マニフォールド１０４は、一列に接続された送出しカテーテル１１０の上流部と、加圧されたソース血液４０４を緩衝する少なくとも１つの第２貯蔵チャンバー１１２と、注入カテーテル１１４の下流部とによって構成される。使途を広げるため、複数の第２マニフォールドを、それ自体の注入ノズルに接続した関連する各第２貯蔵チャンバーと共に使用することができる。第２マニフォールド１０４は、超音波変換器などの追加の機能装置を含むこともでき、これらについては後述する。図面の便宜上、治療中の血管４２０内の血液の流れの方向は、デカルト座標系のＺの方向で示されている。
【００４４】
ヒトまたは動物の静脈または動脈からの血液抽出を容易にするため、血液抽出加圧ユニット１０は、連続して接続された中空吸引針２４と、第３出口２２を有する第３マニフォールド２０と、抽出された血液を第１入口１４経由で送出す吸引チューブ２６とをさらに含む。操作の一部として、吸引針２４は、供給血管４００を刺し、血液を引き出すよう操られる。図２は、吸引チューブ２６と鋭い先端を有し皮膚と血管壁を簡単に刺すことができる吸引針２４との間に設けられた吸引チャンバー２１を有する第３マニフォールド２０の拡大図である。同様に、使途を広げるため、複数の吸引針２４を第３マニフォールド２０に追加することができる。
【００４５】
図３は、投薬、電荷信号、ＲＦ信号生成の機能を提供するだけでなく、血液の加圧およびろ過用のベーンポンプ１８ａを使用する第１マニフォールド１２の実施例である。インライン血液フィルター３０が後チャンバー２８ａに追加されており、一定の安全限度量を超え血液の流れを妨害する可能性のあるプラーク破片を含む、不要なまたは望ましくない物質をろ過する。前記のとおり、チャンバー２８ａも２８ｂも、血液が一方向だけに流れることを確実にするため、一方向弁を備えることができる。薬品容器３４は、後チャンバー２８ａの出口をベーンポンプ１８ａの入口に連結する接続パイプに接続されたチューブを介して投与される補助薬を貯蔵する。ベーンポンプ１８ａが動作中に吸引圧を生成すると、薬品容器３４内の薬品がこの吸引圧によって主要血液循環に自動的に投与される。前述のとおり、潜在的な薬品面の効果には、凝固防止および血液ｐＨ値の再均衡などがある。また、薬品容器３４には、Ｘ線血管造影図またはＸ線透視検査などにおけるように、血流に注入し、Ｘ線を使用して治療中の血管４２０を検査できるようにするため、Ｘ線を吸収する放射性造影剤を入れることもできる。その代わりに、同じ、または個別の薬品容器を、第２マニフォールド１０４の第２貯蔵チャンバー１１２内および注入ノズル１０６の近くに、備えることもできる。
【００４６】
電気サブシステム３２は、基本的には複数の出力を有する電源装置であり、引き込み線（またはその他の電力源）を、血液沈着物除去装置１に適した電圧または出力および周波数の様々な電源に変換する。先ず、電気サブシステム３２は、ベーンポンプ１８ａを駆動する低出力インピーダンス直流（ＤＣ）電源を含む。超音波電源装置と呼ばれるもう１つの電源は、少なくとも１００ＫＨｚ、好ましくは１〜１０ＭＨｚの範囲の周波数、１ワット〜２００ワットの定格電力範囲を有する高周波パワー電気信号である。後述するように、この超音波電源装置は、治療中の血管４２０内の望ましくない沈着物および患部の血液組織を粉砕し乳化するため、超音波パワー変換器の駆動用に主に用いられる。好ましい実施例では、超音波電源装置は、周波数値が近い２つ以上の周波数成分を含む。適切なパワー信号のルーティングとスイッチングの両用のコンセプトの下で、同じ超音波電源装置を、除去プロセス中に、注入ノズル１０６の近くの血流でＲＦ放出を生成し、局所的な強烈なＲＦ加熱を与え、重篤なプラークの閉塞を除去したり、患部組織を破壊したりすることにも用いることができる。超音波粉砕および乳化、並びに局所的なＲＦ加熱は、加圧されたソース血液の注入による沈着したプラークの除去に、少なくとも補完的に機能し、沈着したプラークが硬化し、厚くなっている可能性のある中期から晩期のアテローム性動脈硬化では、治療の最も有力な方法として機能する。また、電気サブシステム３２は、注入ノズル１０６の近くのＤＣ放出チップに正電荷を供給し、除去プロセス中に健常な組織または患部組織を引き裂くことにより生成された過剰な負電荷を中性化するために送られる高出力インピーダンスＤＣ電源をさらに含む。当然、除去プロセス中に過剰な正電荷が生成された場合、逆に負電荷をＤＣ放出チップから供給する必要がある。本質的なことは、電気的な中性が、最も安定した生物医学的な状態を表すことである。そのため、電気サブシステム３２は、高インピーダンスＤＣ電源を出力として有する放電供給回路を含む。電気サブシステム３２から供給されるさらにもう１つの電源は、血管内超音波画像用に、画像周波数１０ＭＨｚ〜１００ＭＨｚの範囲および定格電力約１ワット未満で治療中の血管内側を超音波的に照らす低パワーＲＦ源である。超音波照射および画像検出は、低パワーＲＦ源によって駆動し、注入ノズル１０６の近くに設けられた低パワー画像周波数超音波伝達装置によって実施することができる。そのため、電気サブシステム３２は、低パワーＲＦ源を出力として有する画像周波数信号生成装置を含む。当業者にとって、電気サブシステム３２からの複数の信号およびパワー出力は、相互に隔離され、患者および除去プロセスに関わる要員の安全のため、さらに引き込み線からも隔離されている。不要で不明瞭な説明を避けるためここでは示されていないが、複数の信号およびパワー出力は、ＤＣ電流も伝送する多導体微細同軸ＲＦ導波管ケーブルを介し、使用の最終目的地である第２マニフォールド１０４に送られる。当然、ＲＦ導波管ケーブルは、第１出口１６と、送出しチューブ１０２と、第２マニフォールド１０４とに通す必要がある。
【００４７】
図４は、血液の加圧とろ過にギアポンプ１８ｂを使用すること以外は図３に示されたものと同じである、第１マニフォールド１２のもう１つの実施例である。ローブポンプ、ペリスタルティックポンプ、遠心ポンプなどの他のタイプの液体ポンプ装置も使用することができる。
【００４８】
図４Ａは、キャビテーション１３０に誘起された超音波によって、抽出されたソース血液の望ましくない物質を微細な石灰沈着の破片４２７およびプラークの破片４２８になるまで粉砕し乳化するために、超音波パワー放射１２０ａおよび１２０ｂを血液にそれぞれ放射するインラインフィルター３０の上流に設けられたパワー変換器１１６ａおよび１１６ｂを使用した第１マニフォールド１２の後チャンバー２８ａ内での血液ろ過の改善を示す。超音波キャビテーションプロセスの基本的な物理学と、その血液内の特定の望ましくない物質を粉砕し乳化する力は、図９Ａから図１０において後述する。本質的に、改善された後チャンバー２８ａは、超音波乳化チャンバーとして機能する。粉砕および乳化によってこれらの望ましくない物質の大きさが大幅に小さくなるのに伴い、インラインフィルター３０における対応する微粒子の負荷が軽減されるため、効率が高くなる。後チャンバー２８ａは血管の外に設けられているため、後チャンバー２８ａの寸法と形状は、超音波パワー放射１２０ａおよび１２０ｂの強力な共鳴定在波を生成するために適したものにすることができる。また、後チャンバー２８ａの温度は、強烈な超音波キャビテーションを生成するための伝導性を有するように、所定の範囲内に維持することができる。温度の好ましい実施例は、約６０℃から約８０℃の範囲であると推定される。この外部超音波乳化チャンバーは、粒度の大きな破片を破壊するよう最適化することができるため、後チャンバー２８ａは、生体内で行なう場合に比べ、プラークおよび石灰沈着の破片の乳化をより効果的に行うようにすることができる。図４Ｂは、パワー変換器１１６ａをベーンポンプ１８ａと組み合わせて使用し、前記血液ろ過の改善を具体化した第１マニフォールド１２の概要図である。同様に、図４Ｃは、パワー変換器１１６ａをギアポンプ１８ｂと組み合わせて使用し、前記血液ろ過の改善を具体化した第１マニフォールド１２の概要図である。
【００４９】
図５は、ガイドワイヤーのある注入器ヘッドと注入ノズル１０６を含む本発明の装置の血液送出し注入ユニット１００の先端を示す。本実施例では、治療中の血管４２０を先に刺し、その中に通すよう操られるガイドワイヤー１０８によって、血液送出し注入ユニット１００の先端が制御され、誘導されている。外側の実質的に円筒形の注入カテーテル１１４は、先端が収束した構造をし、注入ノズル１０６を形成する。インナーチューブ１１５は、治療中の血管４２０内の望ましくない沈着物および患部の血液組織を粉砕し、乳化するための超音波パワー変換器１１６が先端に取り付けられている。これは、パワー変換器１１６からの超音波パワー放射によって動作中に血液内でキャビテーションもたらし実施される。
【００５０】
インナーチューブ１１５の先端に取り付けられるもう１つのものは、前記のとおり、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂くことにより生成された過剰な逆符号電荷を中性にするために電荷を供給するための、注入ノズル１０６の近くに設けられたＤＣ放出チップ１２２である。その意図された機能性を損なわない限り、ＤＣ放出チップ１２２は、注入ノズル１０６の一部として製造することもできる。不明瞭な説明を避けるためここでは示されていないが、ＤＣ放出チップ１２２は、注入カテーテル１１４内または電気サブシステム３２内に設けられた高出力インピーダンスＤＣ電源から電源を供給することができる。ＤＣ放出チップ１２２は、代表的な直径を.００４インチ〜.０１２インチの範囲とする細い金属線製とするが、それよりも小さい、または大きい直径のものも許容することができる。金属線の材料は、ステンレス鋼または金であることが好ましい。若しくは、ＤＣ放出チップ１２２は、ステンレス鋼または金製の１本の針または針の配列とすることもできる。血液内の逆符号イオンによる公知の物理現象であるデバイ遮蔽を防止するため、中性化電荷の供給と共に脱イオン水を注入することができる。ＤＣ放出チップ１２２を脱イオン水で囲うことにより、デバイ遮蔽効果を中性化させることができ、ＤＣ放出チップ１２２から放射される電荷を治療中の血管４２０の患部に送ることができる。インナーチューブ１１５の先端に取り付けられるもう１つのものは、前記の血流内でＲＦ放出を生成するためのＲＦ放出チップ１２６の形態による加熱装置である。物理的に、ＲＦ放出チップ１２６は単にＤＣ放出チップ１２２に使用されるものと同じ放出チップとすることができ、ＲＦ放出チップ１２６は、先端が治療部内で位置決めされるまで針の中に収納された曲がった伸縮自在なアンテナ（ステンレス鋼または金製の細い金属線）の束をさらに含む独立した１本の針により製造することもできる。６０ＧＨｚ（１０9Ｈｚ）以上のＲＦ周波数を使用する場合、ＲＦ放出チップ１２６は、直径約４ｍｍのマイクロディッシュアンテナなどの方向を操縦可能なアンテナを代わりに導入することができ、電気的に操縦可能な同寸法のフェーズドアレーアンテナが好ましい。ＲＦエネルギーを必要とされている場所に向けて集中させる操縦可能なアンテナの能力は、ミリ波（波長がミリメートル範囲内にあるＲＦ）技術の重要な利点である。当然、加熱装置は、ＲＦ放出チップ１２６以外に、抵抗ヒーター、熱電気装置、電磁誘導ヒーターなど、多数の導入形態から選択することができる。また、その意図された機能性を損なわない限り、加熱装置は、注入ノズル１０６の一部として製造することもできる。
【００５１】
インナーチューブ１１５の先端に取り付けられるもう１つのものである、治療中の血管内側の血管内の超音波画像用の低パワー画像周波数超音波伝達装置は、不要で不明瞭な説明を避けるため、ここでは図示されていない。超音波画像装置は、操縦可能なフェーズドアレー超音波トランシーバーを含む。超音波変換器は、１８００ｒｐｍまたは３６００ｒｐｍで高速回転し、１秒３０または６０フレームの時間分解能で治療中の血管内部の３６０°のリアルタイム映像を提供する指向性の超音波ビームを放射する。若しくは、独立した単一の変換器と約１８００ｒｐｍで回転する回転受信機によっても、側面および軸上の分解能が約１５０ミクロン（１０-6ｍ）および９０ミクロンで、それぞれ３０ＭＨｚの超音波変換器周波数を有するＺ方向に垂直な３６０°映像を生成することができる。より高い超音波変換器周波数において、対応する空間的画像分解能が向上する。
【００５２】
選択的図面として、パワー変換器１１６駆動用の高周波パワー電気信号１１８が示されている。材料を血液および電気絶縁から隔離するため、ガイドワイヤー１０８と多導体微細同軸ＲＦ導波管ケーブルが、インナーチューブ１１５内に入れられている。
【００５３】
図６は、導波管構造を介して伝達される駆動高周波パワー電気信号１１８を有するパワー変換器１１６ヘッドの実施例の側面図と立体図である。パワー変換器１１６の正面には、複数の同心円が描かれている。
【００５４】
図７は、折りたたみ式隔離バルーン１２８を有する第２マニフォールド１０４の実施例である。不要で不明瞭な説明を避けるため、相互接続する電力線および信号線は示されていない。注入ノズル１０６の上流に設けられた、膨らんだ折りたたみ式隔離バルーン１２８は、治療中の血管４２０の管腔を実質的に塞ぎ、局所的に上昇した血圧を隔離するため、圧力差を維持し、注入され加圧された血液が逆方向（−Ｚの方向）に流れることを防止する。膨らんだ折りたたみ式隔離バルーン１２８は、第２マニフォールド１０４を治療中の血管４２０に固定し、加圧された血液の力強い注入により生成された反動力および超音波パワー放射パルスにより生成された放射力を吸収することにも役立つ。同時に、適切に駆動されたポンプ装置１８によって安全伸縮限度内で膨らんだ折りたたみ式隔離バルーン１２８は、同じポンプの動きによってＺ方向に押される。
【００５５】
図８は、除去処置を行う治療中の血管４２０内の、注入ノズル１０６および折りたたみ式隔離バルーン１２８を有する第２マニフォールド１０４の配置図である。この実施例では、治療中の血管４２０は、動脈とすることができる。最初に、ガイドワイヤー１０８を治療中の血管４２０に通す。その後、第２マニフォールド１０４が動脈内をゆっくりと患部まで進み、折りたたみ式隔離バルーンはたたまれしぼんだままである。第２マニフォールド１０４が位置決めされ、適切に一直線に並べられた後、第１マニフォールド１２内のポンプ装置１８が動作し、ろ過され加圧された血液を送出しチューブ１０２経由で第２マニフォールド１０４に供給する。継続するポンプの動きにより、加圧された血液が、注入ノズル１０６を介し、注入ノズル１０６のすぐ下流の患部に力強く注入される。これによって、注入ノズル１０６の圧が下がり、逆に折りたたみ式隔離バルーン１２８が、安全限度内で動脈壁に接し軽く広げるまで膨らむことにより、動脈の流れを塞ぎ、注入され加圧された血液が折りたたみ式隔離バルーン１２８の周りを上流側に逆流することを防止する。ここで、パワー変換器１１６およびＲＦ放出チップ１２６が、それに伴う超音波パワー放射により粉砕することによって、注入ノズル１０６のすぐ下流にあるプラークを除去するよう動作する。その後、粉砕されたプラーク破片が、超音波によって誘起された乱流による混合の動きによってさらに乳化され、力強い血液注入と強力な超音波自体の放射圧によって下流に押される。同時に、ＤＣ放出チップ１２２が動作し、血液に電荷を放出し、動脈壁の健常な平滑筋組織からプラーク組織を引き裂くことによって生成された過剰な逆符号電荷を中性化する。同時に、パワー変換器１１６も動作させ、画像周波数によって、より血管内画像用に高い画像周波数超音波を放射することができる。
【００５６】
前記のとおり、超音波パワー放射による沈着したプラークの除去は、キャビテーションの形成に基づく。具体的には、より小さいが血管壁の内径よりも実質的に小さくない波長を有する強烈な超音波によって、液体内にそれぞれが部分的に真空になり、内破によって急速に崩壊する多数の微小空洞が生成される。突発的な「内破」によって放射される機械的なエネルギーによって、患部組織下の硬化した石灰沈着層の粉砕が行われる。これらの微細なキャビテーションは、非常に小さく、崩壊するときに、直径は数ミクロンしかない。内破するキャビテーションは、石灰化組織などの硬く、脆く、弾力性のない物質への攻撃に最もよく機能する。キャビテーションは、プラークの、弾力性がないにも関わらず柔らかい患部組織も破壊する。逆に、崩壊する空洞は、主として高度に局所的な機械的な曲げおよび圧縮しか提供することができず、引き裂く動作は提供しないため、血管壁の大部分を形成する、可撓性があり高度に弾力性のある健常な筋組織には、事実上まったく効果がない。健常な組織は、柔軟性および弾力性を有するため、局所的なゆがみおよび／または圧縮によって、内破圧力を簡単に吸収することができる。しかし、硬化した石灰化組織は硬すぎるため、局所的な内破の曲げおよび圧縮の力に屈服し、粉砕される。
【００５７】
また、石灰化組織は、１つまたは複数の機械的な振動の共振を支えるのに充分な硬さがあるため、定期的に超音波パワー放射の周波数を変え、石灰化組織の様々な機械的共振になるよう調整することが可能であり、これによって、超音波の石灰化組織粉砕能力を高めることができる。崩壊する空洞は寸法が小さいため、動脈を事実上塞栓させずに安全に通過することができる、直径数ミクロン未満の対応する小さい破片の粒子になるまで、プラークを粉砕することができる。逆に、キャビテーションの位置は通常、超音波定在波の節点周辺に集中するので、プラークの空間的に均一な粉砕を確実にするため、節点の座標は、時間依存的に行う必要がある。これは、周波数が近い２つ以上の超音波素子を同時に使用し、空間的にゆっくりと変化する定在波パターンを生成することによって達成可能である。
【００５８】
キャビテーション生成には高容積エネルギー密度が必要とされるため、超音波パワー放射は、反射を効果的することにより、空間的に管腔（血管の内部空間）に閉じ込めるべきである。血管壁の質量密度は、血液自体に比べそれほど高くないため、超音波を血管壁から反射させる効果的な方法は、血管壁の厚さよりも小さい超音波波長を使用することである。波長が長くなるほど、超音波は、局部的な圧力が高い場所の血管を局部的に引き伸ばし、局部的な圧力が低い場所の血管を収縮させる。波長が壁の厚さよりもかなり大きくなると、血管壁の曲げはほとんど生成されない。しかし、超音波の波長が壁の厚さよりもかなり短くなると、正および負の圧の部分が内壁表面でお互いに近くなり、局部的な壁の変形しか形成されなくなる。また、これらの変形は、波長を超えて壁の厚さまで拡大することはないため、壁は動かずに、超音波の反射が結果として生じる。そのため、超音波エネルギーは、短い波長の超音波の方がよく閉じ込めることができる。逆に、同じパワーレベルの超音波パワー放射の下で、キャビテーションは、通常、超音波の波長と共に増加する。これらの相反する２つのメカニズムのバランスを取るため、超音波の波長λは、ほぼ幾何平均に設定し、血管壁の厚さＴと血管管腔の直径Ｄの積の平方根に定義すべきである。数式で表すと、以下のようになる。
λ＝平方根（Ｔ×Ｄ）・・・・・・（１）
この方法によって、幾何平均が壁の厚さよりも大きい場合でも、過度に大きくなることはないため、結果としての超音波は、この波長で適切に閉じ込めることができる。その一方で、λは管腔直径Ｄよりも大幅に小さくなることもなく、強力なキャビテーションの形成に有利な条件である、半径方向（Ｚに垂直の方向）に適切に定義された定在波パターンを確立することができる。量的な例を挙げると、血流内の音の伝達速度は秒速約１４００ｍである。平均的なヒトの動脈の直径は、約３ｍｍ〜６ｍｍであるため、計算された超音波の周波数は、０.５ＭＨｚ〜２ＭＨｚの範囲であるはずであり、超音波をしっかりと閉じ込めることができる。小動物では、超音波の周波数は前記の値よりも高くすべきであり、大きな動物では超音波の周波数を前記の値よりも小さくすることができる。石灰沈着物が小さな粒子に粉砕されると、加圧された血液の注入と強力な超音波が組み合わさった効果による血液の乱流が、粉砕された粒子を完全に混ぜ、血液と乳化させた後に、下流に前進させる。
【００５９】
図９Ａは、この実施例では動脈の、除去プロセスにおける超音波キャビテーションプロセスおよびアテローム性動脈硬化の治療中の血管４２０の内膜４２３に沿った患部のプラーク組織４２５とのその最初の相互作用を示す。図示のとおり、キャビテーション１３０が、主に平滑筋４２１による弾力性を有する血管壁からの超音波パワー放射１２０の複数の反射による部分的な定在波の節点の近くで形成されている。崩壊の際に、各キャビテーション１３０が激しく内破し、患部のプラーク組織４２５と共振し、強烈で局所的な圧力をもたらす。これらの表面のキャビテーション１３０ａは、壁周辺で崩壊し、患部のプラーク組織４２５など、硬化した内側表面の鋭い局所的な曲げおよび圧縮をもたらす。患部のプラーク組織４２５は、堆積した、ゆるい、泡状の脂肪性沈着物と、内膜４２３に付着した線維状の被膜（または覆い）とを含む。このプラーク物質は、柔らかく、脆く、ほとんど弾力性がない。動脈が心拍と共に収縮と拡張を繰り返すと、プラークと内膜４２３との間の癒着がゆるむ。これによって、カルシウム沈着物が、プラークの外側部分と血管壁の筋層との間の隙間に堆積し、石灰化層４２２が形成される。こうした石灰沈着プロセスは、時と共に徐々に進行し、最終的には弾力性がなくなり、動脈全体が硬くなる。
【００６０】
図９Ｂは、除去プロセスにおける、キャビテーション１３０と、表面のキャビテーション１３０ａと、患部のプラーク組織４２５との間の中期の相互作用を示す。この時点で、共振した患部のプラーク組織４２５およびその下の石灰化層４２２が、ばらばらのプラーク破片４２６に粉砕されている。超音波に誘起されたキャビテーション１３０および１３０ａはさらに共振し、破壊されたプラーク破片４２６および石灰沈着を曲げ、小さく鋭い微細な石灰化破片４２７に分解し、石灰化破片４２７を再利用して、患部のプラーク組織４２５およびそれを覆う線維組織を移動させ、または穴をあける。
【００６１】
図９Ｃは、除去プロセスにおける、超音波キャビテーションと、患部のプラーク組織４２５との間の晩期の相互作用を示す。超音波に誘起されたキャビテーション１３０の手当たり次第の内破による微細な石灰化破片４２７の激しい動きによって、柔らかい患部のプラーク組織４２５およびその線維状の被膜は、最終的に破壊され粉砕される。キャビテーション１３０に伴うそれぞれの内破は、近くの密集した石灰化破片を弾道的に飛ばす。弾丸のような数多くの石灰沈着の破片は、柔らかく、弾力性のなく、脆く、破壊されたプラーク破片４２６に穴をあけ、微細なプラーク破片４２８になるまで砕き、プラーク破片４２８は、血液に完全に混ぜられ乳化し、安全に下流に流される。
【００６２】
以上の説明により、適切に使用した場合、超音波パワー放射は、アテローム性動脈硬化のプラークおよびそれに伴う石灰沈着の安全で効果的な除去方法であることが明確である。超音波に誘起されたキャビテーションは、密集した石灰化沈着物を選択的に粉砕し、粉砕された硬い石灰沈着の破片に、激しい弾道的な動きを起こさせることができる。硬い石灰沈着の破片のこうした動きは、血管壁を構成する近くの健常な筋組織を傷つけることなく、柔らかく、泡状であるが弾力性のないプラーク組織およびそれに関連する線維状の覆いを簡単に切り、それらに穴をあけることができる。超音波は弾力性のある健常な組織を傷つけることはないため、患部からの石灰化沈着物の除去が完了すると、超音波除去の動きは自動的に終了する。そのため、管腔内で発達したプラークの突出がない、またはほとんどないプラーク形成の初期であっても、本発明の血液沈着物除去装置１を使用して、患部の沈着物を安全に取り除くことが可能である。さらに、本発明の血液沈着物除去装置１の周波数走査の側面によって、低レベルの超音波パワーを利用し、石灰沈着物質を共鳴させて粉砕させる処置を実施することができる。
【００６３】
図１０は、粉砕後のプラークおよび石灰沈着の破片を治療中の血管４２０の患部からどかす掘削を示す。掘削の動きには、注入ノズル１０６からの加圧された血液の力強い注入と、超音波パワー放射１２０によって生成される放射圧力が伴う。図示したように、加圧された血液の流れ４２９は、加圧された血液の力強い注入によるものである。そのため、プラークの破片は下流に力強く押され、患部からどかされる。好ましい実施例では、可能である場合、インラインフィルター３０を介して微細な石灰化破片４２７および微細なプラーク 破片４２８を収集するため、同じ治療中の血管４２０の近くの下流の位置に吸引針２４を挿入すべきである。さらに、多段階の粉砕および乳化によって、対応する超音波パワー放射を血液内に放射し、治療中の血管４２０内の望ましくない沈着物を除去するため、吸引針２４の先端の近くに装着された１つまたは複数の追加のパワー変換器を有する第３マニフォールド２０をさらに提供することができる。以上の説明により、当業者は、除去プロセスにおいて負のＺ方向で治療中の血管４２０内の所定の深さの位置に到達した後、注入カテーテル１１４をＺ方向に沿って押すことも、逆方向に引くこともでき、血液沈着物除去装置１を双方向的に走査することができることが明確なはずである。
【００６４】
図１１は、例として、注入ノズル１０６内に設置されたＤＣ放出チップ１２２からの正電荷放射による新しく形成された組織創傷の上の負の表面電荷４４０の中性化を示す。ＤＣ放出チップ１２２は、除去プロセスにおいて、電気サブシステム３２によって同時に電源供給され、新しく形成された組織創傷上の負の表面電荷４４０は、ＤＣ放出チップ１２２から放射される正の空間電荷４４１によって中性化される。過剰な表面負荷形成の中性化によって、血液凝固を減少させることができ、望ましくない沈着物の下の創傷組織の治癒を促進することができる。図８で示すように、折りたたみ式隔離バルーン１２８の外側表面は、治療中の血管４２０の内壁に実際に物理的に接触して、環状に壁に非常に近く位置しているが、その代わりにＤＣ放出チップ１２２を折りたたみ式隔離バルーン１２８の外側表面の周りに配置し、患部の、または引き裂かれた健常な組織の近くで、またはそれに直接接触して放出を提供し、生成された過剰な負荷の中性化の効果を高めることができる。
【００６５】
図１２Ａおよび図１２Ｂは、いずれも血液送出し注入ユニットの前部に先端超音波空洞を有するデュアルチューブコンセプトを使用した本発明のさらなる改善を示す。図１２Ａは、第３マニフォールド２０を第２マニフォールド１０４（図１参照）と組み合わせ、半可撓性相互接続チューブ２０４で相互接続した注入除去ユニット２００および収集閉じ込めユニット２０２を含む単一のマニフォールドにした、本発明のもう１つの実施例であり、収集閉じ込めユニット２０２は、注入除去ユニット２００から、例えば数ミリメートルなど、わずかに下流に位置している。より明確にするため、本実施例では、注入除去ユニット２００は、注入ノズル１０６と、パワー変換器１１６と、ＤＣ放出チップ１２２と、ＲＦ放出チップ１２６と、注入カテーテル１１４と、折りたたみ式隔離バルーン１２８を有する第２貯蔵チャンバー１１２とを含む。収集閉じ込めユニット２０２は、デフレクターヘッド２０６と、半可撓性相互接続チューブ２０４と、レセプターチューブ２０８とを含む。デフレクターヘッド２０６は、プラークおよび石灰沈着の破片を、吸引によって閉じ込め、能動的に収集するために用いられる。レセプターチューブ２０８は、破片を多く含む血液を押し出して、第１入口１４経由で第１マニフォールド１２に戻し、インラインフィルター３０によって破片を除去できるようにし、薬品容器３４を介して追加の血液調整を行うことができるようにする。この改良型の第２マニフォールド１０４は、治療中の血管４２０内を進み、注入除去ユニット２００および収集閉じ込めユニット２０２の両方が、体内をゆっくりと移動しながら血管壁の数多くの湾曲をこなすため両者の間で必要な範囲の可撓性の動きを提供する半可撓性相互接続チューブ２０４と調和して移動する。この配置によって、血液を詰らせる可能性のある破片は、収集される前に移動することがない。そのため、血液沈着物除去装置１が、５ミクロン（１ミクロン＝１０-6ｍ）またはほぼ赤血球と同じ大きさを超える破片を偶発的にいくつか生成した場合でも、破片が血液循環系の下流に移動し潜在的な損傷をもたらすことはないため、重要ではない。
【００６６】
図１２Ｂは、注入除去ユニット２００のパワー変換器１１６から放射された超音波パワー放射１２０を、収集閉じ込めユニット２０２がさらに反射し、閉じ込めることを示す。内膜４２３からの超音波の反射と共に、収集閉じ込めユニット２０２は、いくつかの共鳴周波数を有する１種の音波ガイドを形成する。超音波周波数は、電気サブシステム３２によって経時的に変動させることができ、超音波周波数が前記共鳴周波数を掃引し、超音波の増幅によって、これらの共鳴周波数が大幅に増大される。これによって、キャビテーション１３０の強度とその除去力が大幅に増大する。超音波周波数がこれらの共鳴周波数の近くになくても、超音波パワー放射１２０は音波ガイドに対し反射していることから、超音波のエネルギー漏れは最低限になり、閉じ込められた場所での超音波エネルギーの密度が増加する。また、音響空洞内で集められた超音波の時変音波放射圧も、強力な攪拌力を生成し、血液乳化の乱流をさらに強める。収集閉じ込めユニット２０２によって超音波漏れを減らすことによって、閉じ込め効果のもう１つの長所は、治療中の患部以外の健常な組織に対する、高パワー超音波の潜在的に有害な生物学的効果を制限することができる。
【００６７】
本実施例のもう１つの利点は、患者の身体で１箇所の侵襲しか必要としないため、患者の不快感を軽減できることである。さらに、本発明の実施例では、注入除去ユニット２００によって投与された薬品を自動的に回収し、再利用することができる。これは、患部の治療を主に意図しているが、毒性が高く、健常部に漏れると潜在的に危険なある種の薬品にとって有利である。そのためより広範な薬品を、標的をより限定して使用することができる。
【００６８】
ＲＦ放出チップ１２６によるＲＦ除去と組み合わせて使用する場合、ＲＦパワーを効率的に集中させることの必要性は、超音波除去の場合と同様である。しかし、ＲＦ領域を効果的に反射させるため、デフレクターヘッド２０６を伝導性にする必要がある。これは、金属構造のデフレクターヘッド２０６または伝導表面コーティングがなされた非金属デフレクターヘッド２０６によって、簡単に実現することができる。
【００６９】
注入除去ユニット２００に接続された送出しチューブ１０２ａと、収集閉じ込めユニット２０２に接続されたレセプターチューブ２０８とを有する前記のデュアルチューブ配置は、放出正電荷を、単極ではなく双極にすることをさらに可能にする。単極放出方式は、１つの極の電荷しか目的地に提供されず、他の極は単に接地される。血液などのイオン化された液体内では、こうした単極放出方式は、血液内の逆電荷のイオンによって放出電極が静電的に遮蔽されるデバイ遮蔽と呼ばれる現象によって妨げられ、放出があまり効果的にならないことがある。しかし、双極放出方式では、両極の電荷が目的地に同量提供される。具体的には、意図的に導電性にされた収集閉じ込めユニット２０２が、プラスイオンの形態で、ＤＣ放出チップ１２２から正電荷を引きつける陰極として機能する。適切な形状の陰極によって、正電荷イオンは、患部表面の過剰な負の表面電荷４４０と接触し、中性化させることができるため、電荷中性化の効果を高めることができる。
【００７０】
数多くの実施例は、ヒトおよび動物の血管壁内膜の望ましくない沈着物を除去する装置を説明するものである。しかし、当業者にとって、これらの実施例は、本発明の主旨および範囲を逸脱することなく、ヒトおよび動物の血管に関連するもの以外の追加の応用のために修正し変更することができる。そのため、本発明の範囲は、開示された実施例に限られるものではない。それとは逆に、同じ動作原則に基づく様々な修正および類似の変更を網羅することが意図されている。そのため、特許請求の範囲は、もっとも広い解釈を許すものとし、すべての修正および類似の変更を含むものとする。
【図面の簡単な説明】
【００７１】
【図１】血管内膜に沈着したプラークを取り除くためのヒトまたは動物の循環器系に応用される本発明の装置の実施例を示す図である。
【図２】血液をヒトまたは動物の静脈または動脈から抽出するために用いられる血液抽出加圧ユニットの第３マニフォールドと呼ばれる部品の図である。
【図３】投薬、電荷信号、ＲＦ信号生成の機能を提供するだけでなく、血液の加圧およびろ過用のベーンポンプを使用する第１マニフォールドの実施例を示す図である。
【図４】ギアポンプが設置された第１マニフォールドのもう１つの実施例を示す図である。
【図４Ａ】抽出されたソース血液の望ましくない物質を粉砕し乳化するために超音波パワーを血液に放射するインラインフィルターの上流に設けられたパワー変換器を使用した第１マニフォールド内での血液ろ過の改善の図である。
【図４Ｂ】パワー変換器をベーンポンプと組み合わせて使用し前記血液ろ過の改善を具体化した第１マニフォールドの概要図である。
【図４Ｃ】パワー変換器をギアポンプと組み合わせて使用し前記血液ろ過の改善を具体化した第１マニフォールドのもう１つの概要図である。
【図５】ガイドワイヤーのある注入器ヘッドと注入ノズルとを含む本発明の装置血液送出し注入ユニットの先端の図である。
【図６】導波管構造を介して伝達される電気駆動信号を有する超音波パワー変換器ヘッドの実施例を示す図である。
【図７】本実施例で血圧隔離バルーンを有する第２マニフォールドと呼ばれる血液送出し注入ユニットの全部の図である。
【図８】除去処置を行う治療中の血管内の注入ノズルおよび血圧隔離バルーンを有する第２マニフォールドの配置図である。
【図９Ａ】除去プロセスにおける超音波キャビテーションプロセスおよび治療中の血管内壁に沿ったプラークとの最初の相互作用の図である。
【図９Ｂ】除去プロセスにおける超音波キャビテーションと望ましくない沈着物との間の中期の相互作用の図である。
【図９Ｃ】除去プロセスにおける超音波キャビテーションと望ましくない沈着物との間の晩期の相互作用の図である。
【図１０】粉砕後のプラークおよび石灰沈着の破片を治療中の血管の患部からどかす掘削の図である。
【図１１】注入ノズル内に設置された電荷放射電極からの正電荷放射による新しく形成された組織の創傷表面の負電荷の中性化の図である。
【図１２Ａ】血液送出し注入ユニットの前部に先端超音波空洞を有するデュアルチューブコンセプトを使用した本発明のさらなる改善の図である。
【図１２Ｂ】血液送出し注入ユニットの前部に先端超音波空洞を有するデュアルチューブコンセプトを使用した本発明のさらなる改善の図である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ソース血液を供給血管から抽出し、抽出されたソース血液を加圧する血液抽出加圧ユニットと、
該血液抽出加圧ユニットに接続し、加圧されたソース血液を治療中の血管に送出し、力強く注入し、血液の流れの方向はデカルト座標系のＺ方向に向けられた血液送出し注入ユニットと、
を含み、該供給血管からの該治療中の血管を経由した付随する血液循環を誘導するだけでなく、該血液送出し注入ユニットに近隣する部分の該治療中の血管から該望ましくない沈着物を除去することを特徴とする、ヒトおよび動物の血管内壁から望ましくない沈着物を除去するための装置。
【請求項２】
該血液送出し注入ユニットは、一列に接続された、該血液抽出加圧ユニットに接続した送出しチューブと、第２マニフォールドと、該治療中の血管の必要な部分に配置することによって加圧されたソース血液を該治療中の血管に力強く排出し該沈着物を除去する注入ノズルとをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項３】
該血液抽出加圧ユニットは、第１入口と、第１出口と、両者の間に接続され該ソース血液を該第１入口から受け該ソース血液を加圧して該第１出口を介し該送出しチューブに送出すポンプ手段とを有する第１マニフォールドをさらに含むことを特徴とする請求項２に記載の装置。
【請求項４】
該血液抽出加圧ユニットは、
第３出口と、該供給血管を刺し、そこから該ソース血液を引き出す少なくとも１つの吸引針とを有する第３マニフォールドと、
該第３出口および該第１入口に接続し、該ソース血液を該第３出口から吸引して該第１マニフォールドに送出す吸引チューブと、
をさらに含むことを特徴とする請求項３に記載の装置。
【請求項５】
該血液送出し注入ユニットは、該注入ノズル、該送出しチューブ、および該第２マニフォールドに軸方向に通され、該治療中の血管を刺し、該注入ノズル、該第２マニフォールドおよび該送出しチューブを該治療中の血管に沿って誘導し、対応する該治療中の血管の部分を除去する折り曲げ可能ガイドワイヤーをさらに含むことを特徴とする請求項３に記載の装置。
【請求項６】
該第２マニフォールドは、一列に接続された、送出しカテーテルの上流部と、該送出しカテーテルを介し該送出しチューブに接続され加圧されたソース血液を緩衝する少なくとも１つの第２貯蔵チャンバーと、緩衝され加圧されたソース血液を該注入ノズルを介し該治療中の血管に注入する注入カテーテルとをさらに含むことを特徴とする請求項５に記載の装置。
【請求項７】
該第１マニフォールドは、該供給血管からの該抽出されたソース血液を一時的に貯蔵する第１貯蔵手段をさらに含むことを特徴とする請求項３に記載の装置。
【請求項８】
該第１貯蔵手段は、上流の事前に加圧された後チャンバーと、下流の後から加圧される前チャンバーとをさらに含み、該ポンプ手段が両者の間に接続され、圧力が低い血液を該後チャンバーに貯蔵し、圧力が高い血液が該前チャンバーに貯蔵されることを特徴とする請求項７に記載の装置。
【請求項９】
該後チャンバーは、抽出されたソース血液から望ましくない物質を取り除くインラインフィルターをさらに含むことを特徴とする請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
該後チャンバーは、該インラインフィルターの上流に設けられ、１つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を対応する血液への超音波パワー放射に変換し、抽出されたソース血液の望ましくない物質を粉砕し、乳化することによって、該インラインフィルターの効率を高める少なくとも１つの追加のパワー変換器をさらに含むことを特徴とする請求項９に記載の装置。
【請求項１１】
該後チャンバーの形状は、超音波パワー放射の強力な共鳴定在波を生成し、望ましくない物質の粉砕および乳化を最大に増強することができるようさらに適切なものにされている請求項１０に記載の装置。
【請求項１２】
該後チャンバーの温度は、強烈なキャビテーションを生成するための伝導性を有し、望ましくない物質の粉砕および乳化を最大に増強することができるよう、所定の範囲内にさらに制御されている請求項１０に記載の装置。
【請求項１３】
該所定の温度範囲を、約６０℃から約８０℃とする請求項１２に記載の装置。
【請求項１４】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、１つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を対応する血液への超音波パワー放射に変換し、該望ましくない沈着物を除去する除去プロセスにおいて、粉砕および乳化を介し、該治療中の血管内の望ましくない沈着物を除去するパワー変換器をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項１５】
供給血管は、除去された望ましくない沈着物が該インラインフィルターによって直ちに収集されることにより血液循環から除去される治療中の血管の下流部である請求項１４に記載の装置。
【請求項１６】
該第３マニフォールドは、該吸引針の先端の近くに装着され、１つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を対応する血液への超音波パワー放射に変換し、多段階の粉砕および乳化を介し、該治療中の血管内の望ましくない沈着物を除去する少なくとも１つの追加のパワー変換器をさらに含むことを特徴とする請求項１５に記載の装置。
【請求項１７】
該第１マニフォールドは、
該ポンプ手段用に必要な駆動電源を生成し、
該パワー変換器用に１つまたは複数の周波数該高周波パワー電気信号を生成する、
電気サブシステムをさらに含むことを特徴とする請求項１４に記載の装置。
【請求項１８】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂いたことによって生成された過剰な逆符号電荷を中性化する電荷を提供する放電手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項１９】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの一部として統合され、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂いたことによって生成された過剰な逆符号電荷を中性化する電荷を提供する放電手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項２０】
該電気サブシステムは、電気信号および該放電手段で必要とする電源を供給する放電供給回路をさらに含むことを特徴とする請求項１８に記載の装置。
【請求項２１】
該血液送出し注入ユニットは、該第１出口、該送出しチューブ、および該第２マニフォールドに通され、第２マニフォールドに設けられたすべての電気システムを電気サブシステムにおいて対応するものに相互接続する複数の導体をさらに含むことを特徴とする請求項２０に記載の装置。
【請求項２２】
該複数の導体は、相互接続された電気信号線および電源線を、相互に、および加圧されたソース血液から絶縁し、隔離する導波管構造をさらに含むことを特徴とする請求項２１に記載の装置。
【請求項２３】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、薬品を該治療中の血管の血流に放出する薬品放出手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項２４】
放出される薬品を、除去プロセスにおいて血餅の形成を防止する抗凝血薬とする請求項２３に記載の装置。
【請求項２５】
治療中の血管への超音波パワー放射と、加圧されたソース血液の力強い注入と、薬品の放出は、混合モードの除去プロセスを効果的に実施するため、時間的に順番に実施される請求項２３に記載の装置。
【請求項２６】
治療中の血管への超音波パワー放射と、加圧されたソース血液の力強い注入と、薬品の放出は、連続モードの除去プロセスを効果的に実施するため、同時に実施される請求項２３に記載の装置。
【請求項２７】
該第１マニフォールドは、該第１貯蔵手段に接続され、除去プロセスに必要とされる所定の量で補助薬を供給し、計量する薬品計量手段をさらに含むことを特徴とする請求項２３に記載の装置。
【請求項２８】
該補助薬を血餅防止用の抗凝血薬とする請求項２７に記載の装置。
【請求項２９】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、除去プロセスにおいて患部組織を破壊する局所的な加熱を提供する加熱手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項３０】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの一部として統合され、除去プロセスにおいて患部組織を破壊する局所的な加熱を提供する加熱手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項３１】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、放射性造影剤物質を血流に注入し、Ｘ線を使用して該治療中の血管を検査できるようにする放射性造影剤物質注入手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項３２】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、照射された治療中の血管の超音波画像を照射し、検査する超音波画像手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項３３】
血管内部を超音波的に照射するため、該超音波画像手段は、参照用に入力画像周波数信号を有する画像周波数超音波伝達装置をさらに含むことを特徴とする請求項３２に記載の装置。
【請求項３４】
該電気サブシステムは、該画像周波数超音波伝達装置に要求された該画像周波数信号を供給する画像周波数信号生成装置をさらに含むことを特徴とする請求項３３に記載の装置。
【請求項３５】
該少なくとも１つの第２貯蔵チャンバーは、該ポンプ手段からの水圧ポンプの動作によって膨らむことにより、同ポンプの動作によりＺ方向に同時に押されながら、安全な伸縮限度内で該治療中の血管の管腔を実質的に遮断する折りたたみ式バルーンをさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項３６】
該放電手段は、該バルーンの外側表面に装着され、患部の、または引き裂かれた健常な組織の近くで放出を提供し、そこで生成された過剰な電荷をより効果的に中性化する請求項３５に記載の装置。
【請求項３７】
該ポンプ手段のポンプの動きは、該注入ノズルを介して加圧されたソース血液を同時に送り、該折りたたみ式バルーンを膨らませ、加圧されたソース血液の望ましくない逆流を防止しながら、局所的に上昇した血圧を生成する請求項３５に記載の装置。
【請求項３８】
該折りたたみ式バルーンは、停止したポンプ手段からのポンプの動きの停止によってしぼみ、該第２マニフォールドがＺ軸に沿って簡単に動くことができるようにする請求項３５に記載の装置。
【請求項３９】
水圧ポンプの動きの強さをさらに調整可能とする請求項３７に記載の装置。
【請求項４０】
該高周波パワー電気信号の第１周波数成分の周波数は、超音波パワー放射を望ましくない沈着物の石灰化組織の様々な機械的共振に合わせて調整するよう、所定の範囲で定期的に変動するようにすることにより、石灰化組織を粉砕する能力を高める請求項１４に記載の装置。
【請求項４１】
該高周波パワー電気信号は、該第１周波数成分と異なる周波数を有するが、略同等のパワーを有する少なくとも１つの第２周波数成分をさらに含むことを特徴とする請求項４０に記載の装置。
【請求項４２】
該少なくとも１つの第２周波数成分は、周波数において、該第１周波数成分と異なるよう選択され、空間的にゆっくりと変動する定在波パターンを有する超音波パワー放射を生成することにより、沈着したプラークの空間的により均一な粉砕を達成する請求項４１に記載の装置。
【請求項４３】
該少なくとも１つの第２周波数成分は、周波数において、該第１周波数成分と１０％未満異なるよう選択された請求項４２に記載の装置。
【請求項４４】
各超音波パワー放射および該加熱手段の仕事率範囲を、少なくとも１ワットとする請求項４２に記載の装置。
【請求項４５】
該超音波画像手段と該超音波パワー放射との間の干渉を防止するため、該画像周波数は、該超音波パワー放射の平均周波数よりも高くなるようにした請求項３３に記載の装置。
【請求項４６】
該画像周波数は、該超音波パワー放射の平均周波数の少なくとも１０倍の高さとなるようにした請求項４５に記載の装置。
【請求項４７】
両者の間の相互干渉を防止し、該超音波パワー伝達の波形パターンの写像を容易にするために充分な空間的画像分解能を提供するため、該画像周波数は、該低パワー画像周波数超音波伝達装置に対応する画像波長が該超音波パワー伝達装置の平均波長よりも短くなるよう選択された請求項３３に記載の装置。
【請求項４８】
該画像周波数は、該低パワー画像周波数超音波伝達装置に対応する画像波長が該超音波パワー伝達装置の平均波長の少なくとも１０分の１になるよう選択された請求項４７に記載の装置。
【請求項４９】
該超音波パワー放射の波長およびパワーは、該治療中の血管の血液内で、健常で、弾力性のある血管組織に影響を及ぼさずに、弾力性のなさに基づき、硬化した患部を優先的に粉砕するキャビテーションを生成するよう調整された請求項１４に記載の装置。
【請求項５０】
該超音波パワー放射の波長およびパワーは、より効果的な除去プロセスを実現するため、硬化した患部の固有共鳴周波数範囲に合うようにさらに調節することができる請求項４９に記載の装置。
【請求項５１】
該固有共鳴周波数範囲は、弾力性のない患部が除去され流された時点で対応する超音波粉砕および乳化の動きが自動的に停止するよう、除去プロセスを自己停止させるため、弾力性のない患部の範囲にさらに限定する請求項５０に記載の装置。
【請求項５２】
該超音波パワー放射による放射圧力は、硬化したため弾力性のない壊死組織片をさらに前進させ、患部から取り除く請求項５１に記載の装置。
【請求項５３】
ソース血液を供給血管から抽出し、抽出されたソース血液を加圧し、
注入点を介し、加圧されたソース血液を治療中の血管に送出し、力強く注入し、血液の流れの方向はデカルト座標系のＺ方向に向けられ、
該供給血管からの該治療中の血管を経由した付随する血液循環を誘導するだけでなく、該注入に近隣の該治療中の血管から該望ましくない沈着物を除去することを特徴とするヒトおよび動物の血管内壁から望ましくない沈着物を除去するための方法。
【請求項５４】
抽出されたソース血液の加圧は、抽出されたソース血液をポンプで注入することをさらに含むことを特徴とする請求項５３に記載の方法。
【請求項５５】
ソース血液の抽出は、該供給血管を刺し、そこから該ソース血液を引き出すことをさらに含むことを特徴とする請求項５３に記載の方法。
【請求項５６】
加圧されたソース血液の治療中の血管への送出しと注入は、該治療中の血管を刺し、加圧されたソース血液を該治療中の血管に沿って該注入点に誘導することをさらに含むことを特徴とする請求項５３に記載の方法。
【請求項５７】
加圧されたソース血液の送出しは、該加圧されたソース血液を注入する前に、該加圧されたソース血液を緩衝することをさらに含むことを特徴とする請求項５６に記載の方法。
【請求項５８】
抽出されたソース血液のポンプでの注入は、ポンプでの注入の前に、該抽出されたソース血液を緩衝することをさらに含むことを特徴とする請求項５４に記載の方法。
【請求項５９】
抽出されたソース血液のポンプでの注入は、ポンプでの注入の後に、該抽出されたソース血液を緩衝することをさらに含むことを特徴とする請求項５４に記載の方法。
【請求項６０】
加圧されたソース血液の緩衝は、１つまたは複数の周波数の超音波パワー放射を該注入点の近くで導入し、望ましくない沈着物を除去するプロセスにおいて、粉砕および乳化を介し、該治療中の血管内の患部組織を除去することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６１】
加圧されたソース血液の緩衝は、電荷の放出を該注入点の近くで導入し、望ましくない沈着物を除去するプロセスにおいて、健常な組織または患部組織を引き裂いたことによって生成された過剰な逆符号電荷を中性化することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６２】
加圧されたソース血液の緩衝は、除去プロセスにおいて、該注入点の近くで、該治療中の血管の血流に薬品を放出し、血餅の形成を防止することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６３】
ポンプでの注入の前の抽出されたソース血液の緩衝は、除去プロセスでの必要に応じて、補助薬を所定の量で該抽出されたソース血液に計量することをさらに含むことを特徴とする請求項５８に記載の方法。
【請求項６４】
補助薬を血餅防止用の抗凝血薬とする請求項６３に記載の方法。
【請求項６５】
加圧されたソース血液の緩衝は、除去プロセスにおいて、該注入点の近くで、患部組織を破壊する局所的な加熱を提供することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６６】
加圧されたソース血液の緩衝は、放射性造影剤物質を、該注入点の近くで、該治療中の血管の血流に注入し、Ｘ線を使用して該治療中の血管を検査できるようにすることをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６７】
加圧されたソース血液の緩衝は、超音波該注入点の近くで、治療中の血管を超音波的に照射し、写像することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６８】
血管内部の超音波的な照射は、参照用に入力画像周波数信号を有する画像周波数超音波伝達装置を提供することをさらに含むことを特徴とする請求項６７に記載の方法。
【請求項６９】
加圧されたソース血液の緩衝は、ソース血液をポンプで注入することによって膨らむことにより、同ソース血液をポンプで注入する動作によりＺ方向に同時に押されながら、安全な伸縮限度内で該治療中の血管の管腔を実質的に遮断することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項７０】
該注入点を介し、加圧されたソース血液を同時にポンプで注入することは、該折りたたみ式バルーンを膨らませ、該加圧されたソース血液の望ましくない逆流を防止しながら、局所的に上昇した血圧を生成することをさらに含むことを特徴とする請求項６９に記載の方法。
【請求項７１】
該折りたたみ式バルーンは、ソース血液のポンプの動きの停止によってしぼみ、該注入点がＺ軸に沿って簡単に動くことができるようにする請求項６９に記載の方法。
【請求項７２】
該超音波パワー放射は、第１周波数成分と、該第１周波数成分と異なる周波数を有するが、略同等のパワーを有する少なくとも１つの第２周波数成分とをさらに含む請求項６０に記載の方法。
【請求項７３】
該第２周波数成分を、周波数において、該第１周波数成分と異なるよう選択し、空間的にゆっくりと変動する定在波パターンを有する超音波パワー放射を生成することにより、沈着したプラークの空間的により均一な粉砕を達成することをさらに含む請求項７２に記載の方法。
【請求項７４】
該第２周波数成分を、周波数において、該第１周波数成分と１０％未満異なるよう選択することをさらに含む請求項７３に記載の方法。
【請求項７５】
該超音波パワー放射と該超音波的に血管内部を照射し写像することとの間の干渉を防止するため、画像周波数が、該超音波パワー放射の平均周波数よりも高くなるようにすることをさらに含む請求項６８に記載の方法。
【請求項７６】
画像周波数が、該超音波パワー放射の平均周波数の少なくとも１０倍の高さとなるようにすることをさらに含む請求項７５に記載の方法。
【請求項７７】
両者の間の相互干渉を防止し、該超音波パワー伝達の波形パターンの写像を容易にするために充分な空間的画像分解能を提供するため、低パワーの該画像周波数超音波伝達装置に対応する画像波長が該超音波パワー放射の平均波長よりも短くなるよう画像周波数を選択することをさらに含む請求項６８に記載の方法。
【請求項７８】
低パワーの該画像周波数超音波伝達装置に対応する画像波長が該超音波パワー放射の平均波長の少なくとも１０分の１になるよう画像周波数を選択することをさらに含む請求項７７に記載の方法。
【請求項７９】
該治療中の血管の血液内で、健常で、弾力性のある血管組織に影響を及ぼさずに、弾力性のなさに基づき、硬化した患部を優先的に粉砕するキャビテーションを生成するよう、該超音波パワー放射の波長およびパワーを調整することをさらに含む請求項６０に記載の方法。
【請求項８０】
より効果的な除去プロセスを実現するため、硬化した患部の固有共鳴周波数範囲に合うよう、該超音波パワー放射の波長およびパワーを調節することをさらに含む請求項７９に記載の方法。
【請求項８１】
弾力性のない患部が除去され流された時点で対応する超音波粉砕および乳化の動きが自動的に停止するよう、除去プロセスを自己停止させるため、弾力性のない患部の範囲に該固有共鳴周波数範囲を限定することをさらに含む請求項８０に記載の方法。
【請求項８２】
該超音波パワー放射による放射圧力で、硬化したため弾力性のない壊死組織片をさらに前進させ、患部から取り除くことをさらに含む請求項８１に記載の方法。
【請求項１】
ソース血液を供給血管から抽出し、抽出されたソース血液を加圧する血液抽出加圧ユニットと、
該血液抽出加圧ユニットに接続し、加圧されたソース血液を治療中の血管に送出し、力強く注入し、血液の流れの方向はデカルト座標系のＺ方向に向けられた血液送出し注入ユニットと、
を含み、該供給血管からの該治療中の血管を経由した付随する血液循環を誘導するだけでなく、該血液送出し注入ユニットに近隣する部分の該治療中の血管から該望ましくない沈着物を除去することを特徴とする、ヒトおよび動物の血管内壁から望ましくない沈着物を除去するための装置。
【請求項２】
該血液送出し注入ユニットは、一列に接続された、該血液抽出加圧ユニットに接続した送出しチューブと、第２マニフォールドと、該治療中の血管の必要な部分に配置することによって加圧されたソース血液を該治療中の血管に力強く排出し該沈着物を除去する注入ノズルとをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項３】
該血液抽出加圧ユニットは、第１入口と、第１出口と、両者の間に接続され該ソース血液を該第１入口から受け該ソース血液を加圧して該第１出口を介し該送出しチューブに送出すポンプ手段とを有する第１マニフォールドをさらに含むことを特徴とする請求項２に記載の装置。
【請求項４】
該血液抽出加圧ユニットは、
第３出口と、該供給血管を刺し、そこから該ソース血液を引き出す少なくとも１つの吸引針とを有する第３マニフォールドと、
該第３出口および該第１入口に接続し、該ソース血液を該第３出口から吸引して該第１マニフォールドに送出す吸引チューブと、
をさらに含むことを特徴とする請求項３に記載の装置。
【請求項５】
該血液送出し注入ユニットは、該注入ノズル、該送出しチューブ、および該第２マニフォールドに軸方向に通され、該治療中の血管を刺し、該注入ノズル、該第２マニフォールドおよび該送出しチューブを該治療中の血管に沿って誘導し、対応する該治療中の血管の部分を除去する折り曲げ可能ガイドワイヤーをさらに含むことを特徴とする請求項３に記載の装置。
【請求項６】
該第２マニフォールドは、一列に接続された、送出しカテーテルの上流部と、該送出しカテーテルを介し該送出しチューブに接続され加圧されたソース血液を緩衝する少なくとも１つの第２貯蔵チャンバーと、緩衝され加圧されたソース血液を該注入ノズルを介し該治療中の血管に注入する注入カテーテルとをさらに含むことを特徴とする請求項５に記載の装置。
【請求項７】
該第１マニフォールドは、該供給血管からの該抽出されたソース血液を一時的に貯蔵する第１貯蔵手段をさらに含むことを特徴とする請求項３に記載の装置。
【請求項８】
該第１貯蔵手段は、上流の事前に加圧された後チャンバーと、下流の後から加圧される前チャンバーとをさらに含み、該ポンプ手段が両者の間に接続され、圧力が低い血液を該後チャンバーに貯蔵し、圧力が高い血液が該前チャンバーに貯蔵されることを特徴とする請求項７に記載の装置。
【請求項９】
該後チャンバーは、抽出されたソース血液から望ましくない物質を取り除くインラインフィルターをさらに含むことを特徴とする請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
該後チャンバーは、該インラインフィルターの上流に設けられ、１つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を対応する血液への超音波パワー放射に変換し、抽出されたソース血液の望ましくない物質を粉砕し、乳化することによって、該インラインフィルターの効率を高める少なくとも１つの追加のパワー変換器をさらに含むことを特徴とする請求項９に記載の装置。
【請求項１１】
該後チャンバーの形状は、超音波パワー放射の強力な共鳴定在波を生成し、望ましくない物質の粉砕および乳化を最大に増強することができるようさらに適切なものにされている請求項１０に記載の装置。
【請求項１２】
該後チャンバーの温度は、強烈なキャビテーションを生成するための伝導性を有し、望ましくない物質の粉砕および乳化を最大に増強することができるよう、所定の範囲内にさらに制御されている請求項１０に記載の装置。
【請求項１３】
該所定の温度範囲を、約６０℃から約８０℃とする請求項１２に記載の装置。
【請求項１４】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、１つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を対応する血液への超音波パワー放射に変換し、該望ましくない沈着物を除去する除去プロセスにおいて、粉砕および乳化を介し、該治療中の血管内の望ましくない沈着物を除去するパワー変換器をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項１５】
供給血管は、除去された望ましくない沈着物が該インラインフィルターによって直ちに収集されることにより血液循環から除去される治療中の血管の下流部である請求項１４に記載の装置。
【請求項１６】
該第３マニフォールドは、該吸引針の先端の近くに装着され、１つまたは複数の周波数の高周波パワー電気信号を対応する血液への超音波パワー放射に変換し、多段階の粉砕および乳化を介し、該治療中の血管内の望ましくない沈着物を除去する少なくとも１つの追加のパワー変換器をさらに含むことを特徴とする請求項１５に記載の装置。
【請求項１７】
該第１マニフォールドは、
該ポンプ手段用に必要な駆動電源を生成し、
該パワー変換器用に１つまたは複数の周波数該高周波パワー電気信号を生成する、
電気サブシステムをさらに含むことを特徴とする請求項１４に記載の装置。
【請求項１８】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂いたことによって生成された過剰な逆符号電荷を中性化する電荷を提供する放電手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項１９】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの一部として統合され、除去プロセスにおいて健常な組織または患部組織を引き裂いたことによって生成された過剰な逆符号電荷を中性化する電荷を提供する放電手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項２０】
該電気サブシステムは、電気信号および該放電手段で必要とする電源を供給する放電供給回路をさらに含むことを特徴とする請求項１８に記載の装置。
【請求項２１】
該血液送出し注入ユニットは、該第１出口、該送出しチューブ、および該第２マニフォールドに通され、第２マニフォールドに設けられたすべての電気システムを電気サブシステムにおいて対応するものに相互接続する複数の導体をさらに含むことを特徴とする請求項２０に記載の装置。
【請求項２２】
該複数の導体は、相互接続された電気信号線および電源線を、相互に、および加圧されたソース血液から絶縁し、隔離する導波管構造をさらに含むことを特徴とする請求項２１に記載の装置。
【請求項２３】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、薬品を該治療中の血管の血流に放出する薬品放出手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項２４】
放出される薬品を、除去プロセスにおいて血餅の形成を防止する抗凝血薬とする請求項２３に記載の装置。
【請求項２５】
治療中の血管への超音波パワー放射と、加圧されたソース血液の力強い注入と、薬品の放出は、混合モードの除去プロセスを効果的に実施するため、時間的に順番に実施される請求項２３に記載の装置。
【請求項２６】
治療中の血管への超音波パワー放射と、加圧されたソース血液の力強い注入と、薬品の放出は、連続モードの除去プロセスを効果的に実施するため、同時に実施される請求項２３に記載の装置。
【請求項２７】
該第１マニフォールドは、該第１貯蔵手段に接続され、除去プロセスに必要とされる所定の量で補助薬を供給し、計量する薬品計量手段をさらに含むことを特徴とする請求項２３に記載の装置。
【請求項２８】
該補助薬を血餅防止用の抗凝血薬とする請求項２７に記載の装置。
【請求項２９】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、除去プロセスにおいて患部組織を破壊する局所的な加熱を提供する加熱手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項３０】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの一部として統合され、除去プロセスにおいて患部組織を破壊する局所的な加熱を提供する加熱手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項３１】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、放射性造影剤物質を血流に注入し、Ｘ線を使用して該治療中の血管を検査できるようにする放射性造影剤物質注入手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項３２】
該第２マニフォールドは、該注入ノズルの先端近くに装着され、照射された治療中の血管の超音波画像を照射し、検査する超音波画像手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項３３】
血管内部を超音波的に照射するため、該超音波画像手段は、参照用に入力画像周波数信号を有する画像周波数超音波伝達装置をさらに含むことを特徴とする請求項３２に記載の装置。
【請求項３４】
該電気サブシステムは、該画像周波数超音波伝達装置に要求された該画像周波数信号を供給する画像周波数信号生成装置をさらに含むことを特徴とする請求項３３に記載の装置。
【請求項３５】
該少なくとも１つの第２貯蔵チャンバーは、該ポンプ手段からの水圧ポンプの動作によって膨らむことにより、同ポンプの動作によりＺ方向に同時に押されながら、安全な伸縮限度内で該治療中の血管の管腔を実質的に遮断する折りたたみ式バルーンをさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
【請求項３６】
該放電手段は、該バルーンの外側表面に装着され、患部の、または引き裂かれた健常な組織の近くで放出を提供し、そこで生成された過剰な電荷をより効果的に中性化する請求項３５に記載の装置。
【請求項３７】
該ポンプ手段のポンプの動きは、該注入ノズルを介して加圧されたソース血液を同時に送り、該折りたたみ式バルーンを膨らませ、加圧されたソース血液の望ましくない逆流を防止しながら、局所的に上昇した血圧を生成する請求項３５に記載の装置。
【請求項３８】
該折りたたみ式バルーンは、停止したポンプ手段からのポンプの動きの停止によってしぼみ、該第２マニフォールドがＺ軸に沿って簡単に動くことができるようにする請求項３５に記載の装置。
【請求項３９】
水圧ポンプの動きの強さをさらに調整可能とする請求項３７に記載の装置。
【請求項４０】
該高周波パワー電気信号の第１周波数成分の周波数は、超音波パワー放射を望ましくない沈着物の石灰化組織の様々な機械的共振に合わせて調整するよう、所定の範囲で定期的に変動するようにすることにより、石灰化組織を粉砕する能力を高める請求項１４に記載の装置。
【請求項４１】
該高周波パワー電気信号は、該第１周波数成分と異なる周波数を有するが、略同等のパワーを有する少なくとも１つの第２周波数成分をさらに含むことを特徴とする請求項４０に記載の装置。
【請求項４２】
該少なくとも１つの第２周波数成分は、周波数において、該第１周波数成分と異なるよう選択され、空間的にゆっくりと変動する定在波パターンを有する超音波パワー放射を生成することにより、沈着したプラークの空間的により均一な粉砕を達成する請求項４１に記載の装置。
【請求項４３】
該少なくとも１つの第２周波数成分は、周波数において、該第１周波数成分と１０％未満異なるよう選択された請求項４２に記載の装置。
【請求項４４】
各超音波パワー放射および該加熱手段の仕事率範囲を、少なくとも１ワットとする請求項４２に記載の装置。
【請求項４５】
該超音波画像手段と該超音波パワー放射との間の干渉を防止するため、該画像周波数は、該超音波パワー放射の平均周波数よりも高くなるようにした請求項３３に記載の装置。
【請求項４６】
該画像周波数は、該超音波パワー放射の平均周波数の少なくとも１０倍の高さとなるようにした請求項４５に記載の装置。
【請求項４７】
両者の間の相互干渉を防止し、該超音波パワー伝達の波形パターンの写像を容易にするために充分な空間的画像分解能を提供するため、該画像周波数は、該低パワー画像周波数超音波伝達装置に対応する画像波長が該超音波パワー伝達装置の平均波長よりも短くなるよう選択された請求項３３に記載の装置。
【請求項４８】
該画像周波数は、該低パワー画像周波数超音波伝達装置に対応する画像波長が該超音波パワー伝達装置の平均波長の少なくとも１０分の１になるよう選択された請求項４７に記載の装置。
【請求項４９】
該超音波パワー放射の波長およびパワーは、該治療中の血管の血液内で、健常で、弾力性のある血管組織に影響を及ぼさずに、弾力性のなさに基づき、硬化した患部を優先的に粉砕するキャビテーションを生成するよう調整された請求項１４に記載の装置。
【請求項５０】
該超音波パワー放射の波長およびパワーは、より効果的な除去プロセスを実現するため、硬化した患部の固有共鳴周波数範囲に合うようにさらに調節することができる請求項４９に記載の装置。
【請求項５１】
該固有共鳴周波数範囲は、弾力性のない患部が除去され流された時点で対応する超音波粉砕および乳化の動きが自動的に停止するよう、除去プロセスを自己停止させるため、弾力性のない患部の範囲にさらに限定する請求項５０に記載の装置。
【請求項５２】
該超音波パワー放射による放射圧力は、硬化したため弾力性のない壊死組織片をさらに前進させ、患部から取り除く請求項５１に記載の装置。
【請求項５３】
ソース血液を供給血管から抽出し、抽出されたソース血液を加圧し、
注入点を介し、加圧されたソース血液を治療中の血管に送出し、力強く注入し、血液の流れの方向はデカルト座標系のＺ方向に向けられ、
該供給血管からの該治療中の血管を経由した付随する血液循環を誘導するだけでなく、該注入に近隣の該治療中の血管から該望ましくない沈着物を除去することを特徴とするヒトおよび動物の血管内壁から望ましくない沈着物を除去するための方法。
【請求項５４】
抽出されたソース血液の加圧は、抽出されたソース血液をポンプで注入することをさらに含むことを特徴とする請求項５３に記載の方法。
【請求項５５】
ソース血液の抽出は、該供給血管を刺し、そこから該ソース血液を引き出すことをさらに含むことを特徴とする請求項５３に記載の方法。
【請求項５６】
加圧されたソース血液の治療中の血管への送出しと注入は、該治療中の血管を刺し、加圧されたソース血液を該治療中の血管に沿って該注入点に誘導することをさらに含むことを特徴とする請求項５３に記載の方法。
【請求項５７】
加圧されたソース血液の送出しは、該加圧されたソース血液を注入する前に、該加圧されたソース血液を緩衝することをさらに含むことを特徴とする請求項５６に記載の方法。
【請求項５８】
抽出されたソース血液のポンプでの注入は、ポンプでの注入の前に、該抽出されたソース血液を緩衝することをさらに含むことを特徴とする請求項５４に記載の方法。
【請求項５９】
抽出されたソース血液のポンプでの注入は、ポンプでの注入の後に、該抽出されたソース血液を緩衝することをさらに含むことを特徴とする請求項５４に記載の方法。
【請求項６０】
加圧されたソース血液の緩衝は、１つまたは複数の周波数の超音波パワー放射を該注入点の近くで導入し、望ましくない沈着物を除去するプロセスにおいて、粉砕および乳化を介し、該治療中の血管内の患部組織を除去することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６１】
加圧されたソース血液の緩衝は、電荷の放出を該注入点の近くで導入し、望ましくない沈着物を除去するプロセスにおいて、健常な組織または患部組織を引き裂いたことによって生成された過剰な逆符号電荷を中性化することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６２】
加圧されたソース血液の緩衝は、除去プロセスにおいて、該注入点の近くで、該治療中の血管の血流に薬品を放出し、血餅の形成を防止することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６３】
ポンプでの注入の前の抽出されたソース血液の緩衝は、除去プロセスでの必要に応じて、補助薬を所定の量で該抽出されたソース血液に計量することをさらに含むことを特徴とする請求項５８に記載の方法。
【請求項６４】
補助薬を血餅防止用の抗凝血薬とする請求項６３に記載の方法。
【請求項６５】
加圧されたソース血液の緩衝は、除去プロセスにおいて、該注入点の近くで、患部組織を破壊する局所的な加熱を提供することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６６】
加圧されたソース血液の緩衝は、放射性造影剤物質を、該注入点の近くで、該治療中の血管の血流に注入し、Ｘ線を使用して該治療中の血管を検査できるようにすることをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６７】
加圧されたソース血液の緩衝は、超音波該注入点の近くで、治療中の血管を超音波的に照射し、写像することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項６８】
血管内部の超音波的な照射は、参照用に入力画像周波数信号を有する画像周波数超音波伝達装置を提供することをさらに含むことを特徴とする請求項６７に記載の方法。
【請求項６９】
加圧されたソース血液の緩衝は、ソース血液をポンプで注入することによって膨らむことにより、同ソース血液をポンプで注入する動作によりＺ方向に同時に押されながら、安全な伸縮限度内で該治療中の血管の管腔を実質的に遮断することをさらに含むことを特徴とする請求項５７に記載の方法。
【請求項７０】
該注入点を介し、加圧されたソース血液を同時にポンプで注入することは、該折りたたみ式バルーンを膨らませ、該加圧されたソース血液の望ましくない逆流を防止しながら、局所的に上昇した血圧を生成することをさらに含むことを特徴とする請求項６９に記載の方法。
【請求項７１】
該折りたたみ式バルーンは、ソース血液のポンプの動きの停止によってしぼみ、該注入点がＺ軸に沿って簡単に動くことができるようにする請求項６９に記載の方法。
【請求項７２】
該超音波パワー放射は、第１周波数成分と、該第１周波数成分と異なる周波数を有するが、略同等のパワーを有する少なくとも１つの第２周波数成分とをさらに含む請求項６０に記載の方法。
【請求項７３】
該第２周波数成分を、周波数において、該第１周波数成分と異なるよう選択し、空間的にゆっくりと変動する定在波パターンを有する超音波パワー放射を生成することにより、沈着したプラークの空間的により均一な粉砕を達成することをさらに含む請求項７２に記載の方法。
【請求項７４】
該第２周波数成分を、周波数において、該第１周波数成分と１０％未満異なるよう選択することをさらに含む請求項７３に記載の方法。
【請求項７５】
該超音波パワー放射と該超音波的に血管内部を照射し写像することとの間の干渉を防止するため、画像周波数が、該超音波パワー放射の平均周波数よりも高くなるようにすることをさらに含む請求項６８に記載の方法。
【請求項７６】
画像周波数が、該超音波パワー放射の平均周波数の少なくとも１０倍の高さとなるようにすることをさらに含む請求項７５に記載の方法。
【請求項７７】
両者の間の相互干渉を防止し、該超音波パワー伝達の波形パターンの写像を容易にするために充分な空間的画像分解能を提供するため、低パワーの該画像周波数超音波伝達装置に対応する画像波長が該超音波パワー放射の平均波長よりも短くなるよう画像周波数を選択することをさらに含む請求項６８に記載の方法。
【請求項７８】
低パワーの該画像周波数超音波伝達装置に対応する画像波長が該超音波パワー放射の平均波長の少なくとも１０分の１になるよう画像周波数を選択することをさらに含む請求項７７に記載の方法。
【請求項７９】
該治療中の血管の血液内で、健常で、弾力性のある血管組織に影響を及ぼさずに、弾力性のなさに基づき、硬化した患部を優先的に粉砕するキャビテーションを生成するよう、該超音波パワー放射の波長およびパワーを調整することをさらに含む請求項６０に記載の方法。
【請求項８０】
より効果的な除去プロセスを実現するため、硬化した患部の固有共鳴周波数範囲に合うよう、該超音波パワー放射の波長およびパワーを調節することをさらに含む請求項７９に記載の方法。
【請求項８１】
弾力性のない患部が除去され流された時点で対応する超音波粉砕および乳化の動きが自動的に停止するよう、除去プロセスを自己停止させるため、弾力性のない患部の範囲に該固有共鳴周波数範囲を限定することをさらに含む請求項８０に記載の方法。
【請求項８２】
該超音波パワー放射による放射圧力で、硬化したため弾力性のない壊死組織片をさらに前進させ、患部から取り除くことをさらに含む請求項８１に記載の方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図４Ｃ】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９Ａ】
【図９Ｂ】
【図９Ｃ】
【図１０】
【図１１】
【図１２Ａ】
【図１２Ｂ】
【図２】
【図３】
【図４】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図４Ｃ】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９Ａ】
【図９Ｂ】
【図９Ｃ】
【図１０】
【図１１】
【図１２Ａ】
【図１２Ｂ】
【公表番号】特表２００８−５３２６２０（Ｐ２００８−５３２６２０Ａ）
【公表日】平成２０年８月２１日（２００８．８．２１）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００８−５００７０７（Ｐ２００８−５００７０７）
【出願日】平成１８年１月２７日（２００６．１．２７）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００６／００３１４１
【国際公開番号】ＷＯ２００６／０９８８１４
【国際公開日】平成１８年９月２１日（２００６．９．２１）
【出願人】（５０７３０４５０２）
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２０年８月２１日（２００８．８．２１）
【国際特許分類】
【出願日】平成１８年１月２７日（２００６．１．２７）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２００６／００３１４１
【国際公開番号】ＷＯ２００６／０９８８１４
【国際公開日】平成１８年９月２１日（２００６．９．２１）
【出願人】（５０７３０４５０２）
【Ｆターム（参考）】
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