JP2000508957A - 超音波伝達装置および該超音波伝達装置を使用する方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 血管内の状態、たとえば、血管の狭窄および閉塞を治療するために超音波を利用する超音波治療装置および方法を提供する。この超音波治療装置は、近位端および遠位端を有する超音波プローブを包含する。ガイド・カテーテルおよびガイド・ワイヤを設け、プローブをガイド・カテーテルの内側ルーメン内に摺動可能に配置してもよい。プローブは、近位端のところのホーンと、近位端および伝達部材近位端のところでホーンに連結した遠位端を有する伝達部材と、伝達部材の遠位端に連結した遠位先端部とを包含し得る。伝達部材は、直列あるいは並列に連結した、近位端および遠位端を有する１本またはそれ以上の伝達ワイヤを包含し得る。

Description

【発明の詳細な説明】 超音波伝達装置および該超音波伝達装置を使用する方法 発明の背景 本発明は、全般的には医療装置に関するものであり、一層詳しくは、改良され た超音波プローブと、たとえば狭窄性あるいは閉塞性の血管疾患のような状態治 療するためにこの改良された超音波プローブを使用する方法とに関する。 現在、狭窄性あるいは閉塞した動脈は、普通、１つまたはいくつかの方法を使 用することによって治療される。これらの方法としては、バルーンまたはレーザ 血管形成術、アテローム切除術およびバイパス手術がある。これらのタイプの治 療は或る程度成功してはいるが、それぞれ望ましくない副作用を有する。たとえ ば、バルーン血管形成手術後に狭窄が元に戻って再び血管を塞いでしまうことは しばしばあり、レーザ血管形成手術およびアテローム切除手術後は動脈の組織に 損害を与える危険があるし、バイパス手術では外傷が生じ、長い回復期間を必要 とするのである。 近年、超音波エネルギを使用して血管から障害物質を除去する装置が数多く、 米国特許、たとえば、米国特許第４，８７０，９５３号(Don Michael)、同第４ ，９２０，９５４号（Alliger等）および同第５，２６９，２８７号（Weng等） に記載されている。これらの米国特許の内容は参考資料として本願明細書に援用 する。一般に、超音波伝達装置は、末梢血管、たとえば大腿動脈にある障害を除 去する用いる場合には適当に成功していた。しかしながら、従来の超音波装置は 充分に満足できるものではないことは証明されていた。たとえば、冠状動脈の末 梢部のようなより小さい血管内での用途においては、実際問題として、一部では あるが大きく曲がりくねった経路や血管直径が小さいという理由で、成功したと は言い難い。 近年、血管から閉塞原因物質を切除するのに超音波エネルギを使用する装置は 数多く発表されているが、このような装置を使用する方法について書かれた文献 は非常に少ない。熱を使用して血管から物質を除去する方法の１つが米国特許第 ４，７７３，４１３号（Hussein等）に開示される（これは参考資料として本願 明細書に援用する）。別の米国特許第５，３２４，２５５号（Passafaro等）） が、超音波を使用して血管痙攣を治療する方法を記載している（この内容は参考 資料として本願明細書に援用する）。しかしながら、凝血塊を除去することがで きる安全で効果的な超音波装置を得るという点で一般的に成功がおぼつかないた めに超音波装置を使用する方法について執筆された文献は少ない。 したがって、狭窄性あるいは閉塞した動脈などの治療を行う、従来技術の欠点 を克服する改良された装置および方法が望まれている。 発明の概要 一般的に言えば、本発明は、血管および人工血管（たとえば、透析患者に使わ れる移植片またはシャント）の狭窄、閉塞した部位を治療するために超音波を利 用する超音波治療装置、方法を提供する。この超音波治療装置は、近位端および 遠位端を有する超音波プローブと、超音波エネルギ源とを包含する。エネルギ源 を近位端に付与したときに、遠位端が治療部位に対して超音波周波数で振動する 。この振幅は、ここでは、変位とも呼ぶ。ガイド・カテーテルを設けてもよいし 、プローブをガイド・カテーテル内に摺動可能に配置してもよい。ガイド・ワイ ヤを設け、プローブをガイド・ワイヤ上に摺動可能に配置してもよい。プローブ は、近位端のホーン、近位端およびこの近位端でホーンに連結した遠位端を有す る伝達部材および伝達部材の遠位端にある遠位先端部を包含してもよい。伝達部 材は、逐次連結した近位端、遠位端を有する１つまたはそれ以上の同軸の伝達ワ イヤを包含してもよい。 伝達部材の１つのセクションは、平行に配置された多数の伝達ワイヤで形成さ れていてもよい。各連続した伝達ワイヤの近位端（プローブの遠位端に向かって 移動する端）の直径または横断面積は、伝達ワイヤが直列であろうが、並列であ ろうが、先行伝達ワイヤの遠位端の横断面積より小さくてもよい。 第１伝達ワイヤの近位端の直径または横断面積は、ホーンの遠位端の直径また は横断面積より小さくてもよい。前述の構成要素によれば、横断面積の段階的縮 小は、ホーン、第１伝達ワイヤ間の移行部、連続した伝達ワイヤ間の移行部およ びプローブ内任意の部位での移行部で行うことができる。段階的移行部のいくつ かまたはすべては、変位波節（最小点）あるいはその付近に位置して、最大変位 増幅を行って装置の遠位作動端への超音波エネルギの送出量を最大にしなければ ならない。その結果、変位波節またはその近くに位置する各段階的移行部が最大 応力点またはその近くに位置することになる。したがって、本発明は、変位波節 またはその近くに位置する各段階的移行部で高い変位増幅から得られる利点を獲 得できる。これは、設計がこれらの移行部で高い応力に耐えられるからである。 当業者には理解できるように、プローブの周波数および共振（または反共振） 波長とプローブに沿って発現する付随の定常波の両方が治療しようとしている血 管の蛇行に応じて変わり得る。したがって、定常波の種々の波節および波腹は、 血管内でプローブが進められ、後退させられ、操作されるにつれて変わる可能性 がある。ここで、プローブが平均的な周波数および平均的な定常波に従って設計 されていることは了解されたい。一層詳しくは、プローブの構造要素に対する定 常波の波節、波腹の配置状態を、ここでは、治療用途の平均的な幾何学的状態ま たは蛇行と呼ぶ。 変位波節またはその近くに１つまたはそれ以上の段階的移行部を配置すること によって、特に段階的移行部が最も曲がりくねったセクションの近位方向に位置 するときにプローブの蛇行に対する感度が低下する傾向があるということが本発 明の効果である。したがって、本発明の別の態様によれば、変位波節またはその 近くに位置するこれらの段階的移行部を使って蛇行に対するプローブの感度を効 果的に低下させることができる。 ここで、本発明のセクションを組み立てる技術が超音波エネルギを促進すなわ ち集中させて、人体の有無を問わず、そして腹腔鏡手術のため、超音波メスのた めに利用しようとしているシステムにおいて薬の吸収を向上させたり、細胞内の アポプトーシスを誘発したり、組織、腫瘍、閉塞などを治療したり、たとえばガ ン放射線療法のために組織高体温を誘発したりするシステムに等しく応用できる ことは了解されたい。 さらに、ここで、本願明細書に記載するいくつかの例がガイド・カテーテル、 誘導針さや、ガイド・ワイヤなどを使用す本発明の血管内用途に言及するが、本 発明が、局所的あるいは表面的な治療、脂肪質の付着物へ超音波の与えてその除 去を支援すること、治癒率を高めるために超音波を使用することを含めて、身体 内腔に実施する療法、筋内、組織内の治療あるいは身体器官の機能を刺激あるい は抑制するのにも同等に応用可能であることは了解されたい。 本発明の別の態様によれば、段階的移行部のいくつかまたはすべては、ジョイ ントとして形作られる。その場合、特別な有利な特性のために選んだ同じあるい は異なる材料を結合して段階的移行部を形成する。たとえば、太い直径のアルミ ニウム・ワイヤをより小さい直径のより高い強度のチタン・ワイヤに結合しても よい。 本発明の別の態様によれば、ジョイントとして形作られた各段階的移行部は高 強度カップリングとして設計される。たとえば、クリンプ・ジョイントを用い、 結合部材の１つあるいはすべての表面を粗面加工することによって強度を高める ようにしてもよい。 本発明の別の態様によれば、超音波プローブのための改良された先端部デザイ ンを得ることができる。この態様では、先端部内に放射線不透過性のマーカーを 設け、閉塞の音波破砕に先立っておよびその最中に先端部を位置決めするときに 狭窄または閉塞に関する先端部位置の追跡を容易にする。 本発明のさらに別の態様によれば、吸湿防止コーティング物質を有する超音波 伝達部材が設けられる。この伝達部材のコーティングは、応力腐食を減じるかま たは排除するのに役立ち、パリレンのような炭化水素物質を含む種々のフィルム ・コーティング物質からなるものでよい。パリレンは、真空蒸着させて構成要素 の完全な顕微鏡被覆を、薄膜としてさえ得ることができる。 本発明の別の実施例によれば、伝達部材の伝達性を改良する伝達部材用の低摩 擦被覆物質を設ける。この被覆物質は、伝達部材との摩擦を最小にするように選 び、ポリイミドのような可撓性のある重合体物質で形成してもよい。ポリイミド は、低摩擦高温重合体であり、きわめて薄い壁を有するチューブに形成すること ができる。 本発明の別の実施例によれば、装置の遠位作動端すなわち先端部は、軸線方向 の貫通孔を形成することができる。管状組立体はこの孔内に取り付けてもよい。 この管状組立体は、、構成される可能性がある─第１の管状組立体の近位方向に 位置した第２の管状組立体内に摺動可能に配置してもよい。その結果、管状のピ ストン・シリンダ構造を得ることができる。このピストン・シリンダ構造は、特 有の摩滅抵抗を有するガイド・ワイヤ経路として利用することができる。 したがって、本発明の目的は、血栓症、狭窄症などを治療するための改良され た装置を提供することにある。 本発明の別の目的は、改良された超音波プローブを提供することにある。 本発明のまた別の目的は、可撓性、可案内性を改善し、直径を縮小した改良超 音波プローブを提供することにある。 本発明のまたさらに別の目的は、所与の用途にとって超音波エネルギの伝達を 最大にすべく定常波の波節および波腹を位置させるように設計した装置を提供す ることにある。 本発明のまたさらに別の目的は、超音波先端部であって、その内腔孔を通して 送られるガイド・ワイヤによる摩滅を防ぐことができる超音波先端部を提供する ことにある。 本発明のなお他の目的および利点は、一部はすでに明らかであろうし、一部は 本願明細書および図面から明らかとなろう。 したがって、本発明は、いくつかのステップ、これらのステップのうち１つま たはそれ以上のステップの、他のステップに対する関係、構成要素の構造、組み 合わせならびにこれらのステップを行うようになっている部分の配置を具体化し た装置を含むものであり、これらはすべて以下の説明で図示してある通りである 。発明の範囲は請求の範囲で指摘することになる。 図面の簡単な説明 本発明をより十分に理解して貰うために、以下、添付図面に関連して説明を行 う。添付図面において： 第１図は、本発明の実施例によって構成した超音波伝達装置の側面図である。 第２図は、本発明の別の実施例によって構成される超音波伝達装置の側面図で ある。 第３図は、本発明の別の実施例によって構成した、ホーンと一体の真っすぐな 伝達部材を有する超音波伝達装置の側面図である。 第４Ａ図は、ホーンと一体の真っすぐな伝達部材、遠位端に第２の伝達部材を を取り付けた部分、キー止めしたＯリング溝セクションを介して被覆を取り付け た部分およびその近位端にトランスジューサを取り付けた部分を有する本発明の 実施例による超音波伝達装置のホーンの側面図である。 第４Ｂ図は、第４Ａ図に示す伝達部材の遠位先端部の拡大図である。 第４Ｃ図は、第４Ｂ図に示す伝達部材の遠位先端部の端面図である。 第５図は、第４Ａ図の５−５線に沿った断面図である。 第６Ａ図および第６Ｂ図は、それぞれ、第４Ａ図のホーンのキー止めしたＯリ ング溝セクションの側面図、端面図である。 第７Ａ図は、本発明の付加的な実施例による超音波伝達部材の側面図である。 第７Ｂ図は、第７Ａ図に示す伝達部材の遠位先端部の拡大図である。 第７Ｃ図は、第７Ｂ図の遠位先端部の端面図である。 第７Ｄ図は、第７Ａ図の７Ｄ−７Ｄ線に沿った断面図である。 第７Ｅ図および第７Ｆ図は、それぞれ、第７Ａ図に示すホーンのキー止めした Ｏリング溝セクションの側面図、端面図である。 第８図〜第１３図および第１３Ａ図は、本発明の実施例によって構成された超 音波伝達装置の側面図である。 第１４図は、本発明の実施例によって構成された多重ワイヤ構造を有する超音 波伝達装置の１セクションの拡大側面図である。 第１５図−第２７図および第２９図は、図示しないエネルギ伝達ワイヤを有す る本発明の実施例によって構成された超音波伝達装置の遠位先端部の変形例を示 す側面図である。 第２８図および第３０図は、本発明の実施例によって構成された超音波伝達装 置の遠位先端部の変形例を示す側面図である。 第３１図は、第３０図の３１−３１線に沿った断面図である。 第３２図〜第３９図は、本発明の付加的な実施例によって構成された超音波伝 達装置の遠位先端部の側面図である。 第４０Ａ図および第４０Ｂ図は、波長と第１伝達部材長さとの関係を示す概略 側面図である。 第４１Ａ図および第４１Ｂ図は、波長と第１伝達部材長さの関係を示す概略側 面図である。 好ましい実施例の詳細な説明 血栓、閉塞などを除去する効果的な方法は、超音波プローブを使用して患者の 脈管構造内の選定領域に超音波エネルギを送出することであることがわかってい る。しかしながら、脈管構造の比較的近づきにくい領域に到達するには、適切な 長さで、十分に案内可能であるきわめて可撓性のある装置を得ることが必要であ る。充分なパワーを伝達するためには、比較的大きい直径の近位端を有するプロ ーブを備えたエネルギ源から超音波エネルギを受け取ることが望ましい。しかし ながら、直径が大きいということは、こわさおよび挿入について望ましくない問 題の原因となる。したがって、前述の目的を達成するためには、伝達パワー、強 度および可案内性の損失を最小限に抑えながら、超音波源から超音波エネルギを 受け取る大きい直径の「ホーン」セクションから比較的細くて可撓性のある伝達 材料への急激な移行をなす超音波プローブを得なければならない。 本発明の一実施例による、上記のことを達成できる改良された超音波プローブ は、第１図に全体的にプローブ１００として図示してある。プローブ１００は、 超音波エネルギ源（図示せず）に接続するように構成された、直径Ａｉの近位端 １２９を形成した先細り部材のホーン・セクション１２５を形成してある。超音 波エネルギ源に接続したときに、近位端１２９は装置全体で支えらた超音波定常 波に対して最大変位のところに位置すると好ましい。近位端１２９は、トランス ジューサまたは他のエネルギ源に直接接続してもよいし、または近位端１２９と エネルギ源との間に位置する中間部材に接続してもよい。近位端１２９から、先 細り部材１２５がそのセクションＡにおいて先細りとなり、移行ゾーンＢで直径 Ａｆとなる小直径の遠位端１３０まで延びている。近位端１２９は血栓、閉塞な どを治療するのに十分なエネルギを受け取るほど大きくなければならない。しか しながら、最適な可撓性を得るためには、エネルギ、強度あるいは可案内性の損 失を最小限に抑えながら、プローブ１００の遠位部分の直径をできるだけ大きく 縮小することが望ましい。さらに、直径の縮小は、超音波振動の振幅を増幅する 、すなわち拡大するように行わなければならない。 遠位直径Ａｆの先細りセクションＡ（すなわち１つまたはそれ以上の先細りセ クションＡ）に続いて、直径Ｃｉの一定直径セクションＣがある。ここで、Ｃｉ ＜Ａｆである。さらに直径の縮小が望ましい場合、第２の移行ゾーンＤを設け、 セクションＣを伝達材料の１つまたはそれ以上の長さのセクションＥ（直径Ｅｉ ）に連結してもよい。ここで、Ｅｉ＜Ｃｉである。 セクションＣはセクションＡと異なる物質で作ってもよい。たとえば、セクシ ョンＡをアルミニウム（優れた超音波伝達特性を有し、機械加工が容易であり、 安価である）で作ってもよく、一方、セクションＣを適切な超音波伝達特性を有 するが、より小さい直径を必要とする場合にはより大きい引張強さを有するチタ ン、チタン合金または他の物質（他の金属、ガラス、セラミックス、サーメット 、重合体および複合材を含む）で作ってもよい。 第４１Ａ図および第４１Ｂ図は、第１図のセクションＡに誘起することができ る長手方向定常波を簡略化して示している。長手方向の変位が垂直軸線を用いて プロットしてあり、セクションＡ内の長手方向位置が水平軸線に沿ってプロット してある。第４１Ａ図は、第１の真っすぐなセクションと、３５１で終わる第２ の先細りセクションと、３５５で終わる最後の真っすぐなセクションとからなる ような第１図のセクションＡを示している。この構成は第３図にも示してある。 同様に、第１図のセクションＡが一定の直径である場合、第４０Ａ図および第４ ０Ｂ図はこのセクションに誘起されうる長手方向定常波の一部を簡略化して示し ている。この構成は第８図および第９図にも示してある。 変位の最大増幅を得るためには横断面直径の段階的縮小を最小変位で行うと有 利である。したがって、第４０Ａ図および第４０Ｂ図を参照して、大きい直径の 第１媒体３４１の近位端３４０が最大変位量３４２のところにある場合、伝達媒 質直径の段階的縮小、たとえば段階的縮小部３４３が最小変位部４４４に位置す ると好ましい。この最小変位部はλ／４の奇数倍のところに位置することになる 。例示の目的で、第４０Ｂ図には、段階的縮小部３４３が９λ／４のところで示 してある。同様に、第４１Ａ図および第４１Ｂ図に示すように、大きい直径の第 １ 媒体３５０の近位端３５３が最大変位部４１７にある場合、段階的縮小部３５５ が、最小変位部３５６のところ、λ／４の奇数倍のところに位置すると好ましい 。例示の目的のために、第４１Ｂ図では、段階的縮小部３５５は１１λ／４のと ころに示してある。 ここでわかるように、第４０Ｂ図およびが第４１Ｂ図は定常波パターンの一部 の簡略形である。実際には、超音波波長は、ホーンおよびプローブの形、寸法、 材質の関数である。したがって、第４０Ｂ図、第４１Ｂ図に示すように、波長は 必ずしも一定でなくて、装置の形および使用時の脈管構造の幾何学的形状寸法に 応じて変わることになる。さらに、ここで、超音波波長が伝達ワイヤ直径の関数 でもあり、一定直径セクションの場合でも、１つのセクションの横断面形状が第 ２のセクションのそれと異なる場合には、定常波の波長が変わることがあること は了解されたい。 第４０Ｂ、４１Ｂ図をさらに参照して、ホーンの近位端を超音波エネルギ源に 接続する手段、作動モード（すなわち共振または反共振）ならびに超音波源自体 の伝達特性（すなわち、トランスジューサ組立体の構造）のすべてが先行の最大 変位部３４２の精密な位置を決めることになることは了解されたい。したがって 、本発明が第４０Ｂ、４１Ｂ図に示される位置からの先行最大変位部３４２の偏 位によって制限されると解釈すべきでないことに注意することが重要である。す なわち、最大変位部３４２は、第４０Ｂ、４１Ｂ図では、例示の目的のためにの み示されているのである。最大変位部３４２の正確な位置は、段階的移行部およ び本発明で教示される他の構造に対する変位波節、波腹の位置になんら関係がな い。 さらに、プローブ内で発現する定常波パターン（第４０Ｂ、４１Ｂ図に部分的 に示してある）が使用時のプローブの蛇行についての関数であること了解された い。すなわち、プローブを挿入した血管の幾何学的形状寸法が、プローブを血管 内で進めらたり、後退させたりするときの任意の瞬間における定常波の波節およ び波腹の正確な作動周波数および正確な位置を、より大きい範囲あるいはより小 さい範囲に決めることになる。実際問題として、プローブの寸法および作動周波 数は、ここに教示しているような定常波の所望波節位置を選定範囲の幾何学的形 状寸法について得るように選ばれる。こうして、プローブ内の波節位置は、目標 血管内の或る位置で理想的となり、他の位置では理想的な位置から遠いものとな る。したがって、段階的移行部およびここに教示される他の構造に対する定常波 の変位波節および波腹の位置についての言及が、プローブが所与の血管蛇行を通 して操作されるときに或る種の変化が当然生じることになる好ましいあるいは理 想的なあるいは平均的な位置に関するものであることは了解されたい。この理由 のために、定常波位置に対してのここでの言及は「近似値」あるいは「平均値」 を示している。 第４１Ａ図の媒体３５０のように伝達部材が先細りになっている場合、先細り 部分の遠位端３５１が最大変位部３５２に位置すると好ましい。この先細りセク ションは、それ故、半波長ホーンとして機能する。このセクションの増幅特性は よく理解されている。したがって、近位端３５３が最大変位部４１７にある場合 、テーパ体３５１の遠位端がλ／２の整数倍に等しい距離に位置していなければ ならない。図示の目的のために、第４１Ｂ図には、遠位端３５１が３λ／２に位 置するように示してある。遠位段階的縮小部３５５を有する一定直径セクション があってもよいが、これは最小変位部３５６になければならない。 第１図をふたたび参照して、本発明の好ましい実施例によれば、セクションＡ は、テーパ部を含む場合、意図した作動周波数の半波長の整数倍に等しいテーパ 長を有すると好ましい。セクションＡの終端には移行ゾーンＢがあり、このゾー ンはセクションＣへの段階的移行部である。ここで、セクションＣは、直径Ｃｉ ＜Ａｆを有する。最大変位増幅を行うために、段階的移行ゾーンＢは変位波節（ すなわち最小変位部）またはその近くに位置すると好ましい。したがって、セク ションＡが半波長の整数倍である先細りセクションを包含する場合、続いて、四 分の一波長の奇数倍（すなわち１、３、５、…）に等しい長さの真っすぐなセク ションが存在しなければならない。このようにして、セクションＡは、最大変位 部の近位端１２９で始まり、最小変位部（変位波節）の遠位端１３０で終わる。 セクションＡが真っすぐである場合（すなわち、第４０Ａ図に示すように一定直 径を有する場合）、セクションＡは最大変位部で始まり、変位波節で終わらなけ ればならない。 装置１００は、遠位先端部にマス１５０も包含する。マス１５０は、当該用途 に従って超音波エネルギを分布させたり、作業を実行したりするような設計、形 状となっている。 超音波装置１００（ならびにここで論議される他のプローブ）は、近位端１２ ９で超音波刺激によって付勢されたときに、共振（または反共振）モードで作動 する、すなわち、定常波（好ましくは長手方向波）を支える。その結果、マス１ ５０が最大変位部（波腹）に位置すると好ましい。移行ゾーンＤは変位波節また は波腹のいずれに位置していてもよい。たとえば、移行ゾーンＤは、直径Ｅｉの 伝達媒体のいくつかの平行な長さ部分をセクションＣへ連結するジョイントを包 含していてもよい。この場合、移行ゾーンＤの機械的な強度が最大応力を支持す るには不十分であると考えられるかもしれない。このような場合に対応して、最 大変位部が最小応力（応力波節）を有する位置に対応するときに、移行ゾーンＤ を最大変位部またはその近くに位置させてもよい。。 ここで、本発明のセクションを組み立てる技術が、超音波エネルギを促進すな わち集中させて、人体の有無を問わず、そして腹腔鏡手術のため、超音波メスの ために利用しようとしているシステムにおいて薬の吸収を向上させたり、細胞内 のアポプトーシスを誘発したり、組織、腫瘍、閉塞などを治療したり、たとえば ガン放射線療法のために組織高体温を誘発したりするシステムに等しく応用でき ることは了解されたい。 さらに、ここで、本願明細書に記載するいくつかの例がガイド・カテーテル、 誘導針さや、ガイド・ワイヤなどを使用す本発明の血管内用途に言及するが、本 発明が、局所的あるいは表面的な治療、脂肪質の付着物へ超音波の与えてその除 去を支援すること、治癒率を高めるために超音波を使用することを含めて、身体 内腔に実施する療法、筋内、組織内の治療あるいは身体器官の機能を刺激あるい は抑制するのにも同等に応用可能であることは了解されたい。 本発明の第２の実施例によって構成される超音波プローブは、一般に第２図内 の超音波プローブ２００として示される。プローブ２００は構造上プローブ１０ ０と同様である。ただし、次の点で異なる。すなわち、プローブ２００のセクシ ョンＢ、Ｃ、Ｄがさらに細分化されて横断面積の段階的縮小部を追加しているの である。したがって、先細りセクションＡ（好ましくはアルミニウムのよう な金属の単一片から機械加工される）は長さが短くなっている。これにより、プ ローブ１００と比べて、プローブ２００のコストをかなり減らすことができる。 プローブ１００または２００の先細りセクションＡは、一定直径セクションと縮 径セクションの任意の組み合わせであってもよいし、あるいは直径Ａｉの単一の セクションであってもよい。 プローブ２００は、各々一定直径で、ｎ個の移行ゾーンＢ１〜Ｂｎで隔離され たｎ個のセクション（Ｃ１〜Ｃｎ）を包含する。ここで、ｉ＝１からｎの場合、 直径Ｃ１＋Ａｆ、Ｃｉ＋１＜Ｃｉであると好ましい。移行ゾーンＢまたはＢ１〜 Ｂｎの各々は急激に変化してもよいし、テーパ付きであってもよい。そして、セ クションＡおよびＣあるいはＣ１〜Ｃｎの任意のものを１つの材料で作ってもよ いし、あるいはアルミニウムやチタンのような複数の材料で作ってもよい。した がって、一定直径セクションＣまたはＣｉを（たとえば、引抜き加工したワイヤ から）別々に形成し、次いでゾーンＢまたはＢｉのところでセクションＡ、Ｄ、 Ｅ、Ｆに結合してもよい。あるいは、一定直径セクションＣまたはＣｉを、前記 の基準を満たすように研削した単一ワイヤから一体ユニットとして形成してもよ い。したがって、セクションＡ、ＢおよびＣまたはセクションＡ、Ｂ、Ｃおよび Ｄはを、たとえば、前記設計基準を満たすように機械加工した一本のロッドから 一体ユニットとして形成してもよい。プローブ１００または２００がゾーンＢ（ またはＢｉ）、ＤおよびＦのところで結合した多数の副構成要素から形成してあ る場合、接続部に空隙があってはならず、結合した部材を密着させなければなら ない。各副セクションのための材料は、装置の特定の必要条件をその長さに沿っ て満たすことによって装置の性能を最高に引き出せるように慎重に選ばなければ ならない。特に、装置の物理的な必要条件はその長さに沿って変わる可能性があ るのである。これは、たとえば、或る副セクションがより大きい可撓性を必要と しているのに対して、他の副セクションはより大きい耐腐食性を必要としている かもしれないからである。 プローブ１００または２００がゾーンＢ（またはＢｉ）、ＤおよびＦのところ で結合した多数の副構成要素から形成してある場合、接続は種々の方法で行うこ とができる。たとえば、限定するつもりはないが、溶接、接着、スエージ加工、 かしめ、ねじ止め、ピン止めで行うことができる。それに加えて、接続部の１つ あるいはいくつかは解放自在に形成し、作業中または作業毎に構成要素の交換を 行えるようにしてもよい。たとえば、プローブ１００または２００のセクション Ａを、代わりのセクションＣ（またはＣｉ）の交換あるいは追加によって、再使 用可能、再滅菌可能あるいは改造可能としてもよい。同様に、第３図のセクショ ン２５を、代わりの伝達部材４０および先端部５０の交換あるいは追加によって 、再使用可能、再滅菌可能、改造可能としてもよい。 また、ここで、表面の任意のものまたはすべてを吸湿防止バリアまたは密封コ ーティングで覆って応力腐食を低減することによって寿命を延ばすようにしても よい。 マス１５０は、球、シリンダまたは溝付きシリンダの形をしていてもよい。研 削、あるいは孔または切り欠きを設けてパターン化、粗面化して超音波放射を集 中させたり、表面キャビテーションを促進させたり、選定流れパターンを促進さ せたりしてもよい。これらの形状は、米国特許第５，２６９，２９７号に開示さ れている。これの内容は参考資料として本願明細書に援用する。 マス１５０はセクションＥの一体部分として直接形成してもよいし、または、 マス１５０を別個に形成してからセクションＥに取り付けてもよい。たとえば、 マス１５０はセクションＥの遠位端に溶接あるいは鑞付けしたマスとして形成し 、所望に応じて、さらに機械加工し、マス１５０に付加的な表面模様あるいは構 造を与えてもよい。あるいは、マス１５０を別個に形成あるいは機械加工し、種 々の方法、たとえば、限定するつもりはないが、溶接、接着、スエージ加工、か しめ、ねじ止め、ピン止めなどによってセクションＥに取り付けてもよい。 マス１５０は、特定の用途の必要条件に基づいて選ぶことのできる多種多様な 材料で形成することができる。たとえば、マス１５０は、金属、セラミックス、 サーメッツ、ガラスまたは重合体のうちの１つあるいはいくつかから作ってもよ い。マス１５０は、第１図または第２図のセクションＥ上へ鋳込んでもよいし、 直接形成してもよい。 熱として失われるエネルギを消散させたり、不必要な振動モードを減衰させた りするために、本発明のプローブは冷却材に浸漬してもよい。冷却材は、たとえ ば、プローブのいくつかのセクションあるいはすべてのセクションのまわりに被 覆さやを設けることによってプローブまわりに流してもよい。被覆さやを定常波 の変位波節の１つまたはそれ以上でプローブに取り付けることができるが、好ま しくは、移行部Ｂの近位方向にあるセクションＡの変位波節のうち任意の波節で 取り付ける。意図した位置へ装置を向けたり、あるいは意図した位置に装置を位 置決めするのに役立つガイド・ワイヤその他の補助工具のための通路を設けるた めに付加的な被覆さやを組み込んでもよい。 他の流体または人体組織片またはゲル、懸濁液などを送出したり、吸引したり するために導管として冷却材通路を付加的にあるいは代替手段として用いてもよ い。たとえば、被覆さやは治療薬を投与するための経路としても役立つし、切除 された物質を吸引する導管としても役立つ。さらに、ストレプトキナーゼ、ウロ キナーゼおよび血小板抑制剤ような薬品、造影剤その他の流体（それらの機能あ るいは効力が超音波によって高められたり、治療部位での超音波の効用を高めた りする）を超音波プローブの冷却液に注入してもよいし、超音波プローブの有無 にかかわらず治療部位へ別個の通路を通して送出してもよい。 第３図を参照して、ここには、ホーン・セクションの一部としての一定直径セ クションを有するプローブが全体的にプローブ２０として示してある。ホーン２ ５は、先細りセクションＴと第１の一定直径セクションＳを有し、超音波エネル ギ源に接続するように構成してある。プローブ２０も、移行ゾーンＢ’のところ でホーン２５に連結した伝達部材４０と、伝達部材４０の遠位端に連結した先端 部５０とを包含する。超音波エネルギ源は米国特許第５，２６９，２９７号（こ れの内容は参考資料として本願明細書に援用する）に開示されているものが適当 である。 ホーン２５は、近位端２９、遠位端３０、近位端２９から移行部２８までの縮 径の先細りセクション２６および移行部２８から遠位端３０までの一定直径を有 する真っすぐなセクション２７を包含する。ホーン２５は、単一金属片（好まし くはアルミニウム７０７５）から機械加工されると好ましい。ホーン２５は移行 部２８のところで先細りセクション２６から真っすぐなセクション２７へ移行す る。この移行部２８はほぼ変位波腹に位置していなければならない。セクション ２６の長さはほぼλ／２の倍数である。ここで、λ／２は、波腹から波腹まで測 定したときの定常波の半波長である。装置を共振状態に励起するのに用いられる 超音波エネルギ源で発生した超音波エネルギの周波数はｆで示す。本発明の好ま しい実施例においては、ｆは１０〜１００kHz、より好ましくは、約４２ｋＨｚ である。ここで、装置の選定作動周波数オーバートーンであってもよい。すなわ ち、この作動周波数が装置の基本共振（または反共振）周波数である必要はない ということである。ホーン２５は、好ましくは、７０７５アルミニウムであり、 先細りセクションＴの長さは１４４mmである。前記の好ましい実施例においては 、ホーン２５の近位端の直径は１２．７mmであり、ホーン移行部２８のところの １．０mm直径まで先細りとなっている。ホーン２５は先細りであると好ましいが 、別の実施例では、一定直径である。 本発明の好ましい実施例においては、真っすぐなセクション２７の直径は移行 部２８からホーン遠位端３０まで一定の１．0mmに留まる。遠位端３０は、移行 ゾーンＢ’で伝達部材４０に連結しており、少なくとも１つの伝達ワイヤ４５を 包含し、この伝達ワイヤはワイヤ近位端４６とワイヤ遠位端４７を有する。ホー ン遠位端３０は多数の連結装置および技術によって伝達ワイヤ近位端４６に連結 することができる。これらの連結装置、技術は、この分野では公知であり、たと えば、レーザー式、拡散式の溶接、熱溶接、接着、スエージ加工、かしめ、クラ ンプ、ねじ止め、ピン止めを含み、あるいは機械的なコネクタを用いてもよい。 ジョイントは空隙があってはならず、結合部材が密着していなければならない。 伝達部材４０は非常に可撓性のあるセクションＥ’も包含する。このセクショ ンは、第３図において細い直径の３本のワイヤ６０で形成されたものとして示し てあり、移行ゾーンＤ’において１−ｔｏ−３連結ジョイント５５のところでワ イヤ４５に連結されている。セクションＥ’は３本のワイヤからなると好ましい が、この実施例では、余分な可撓性および高パワー伝達を装置に与えるためには 少なくとも２本のワイヤが有利である。カップリング５５は、ワイヤ４５の遠位 端４７挿入のためにその近位端に１つの開口を包含し、３本の細いワイヤ６０の 近位端のためにその遠位端に３つの開口を包含する。移行ゾーンＤ’は単一のス テップ拡大部としても設計することができるが、セクションＥ’はワイヤ４５末 満の直径を有する単一のワイヤからなる。本発明の好ましい実施例においては、 ワイヤ４５、６０は高強度チタン・ワイヤからなる。 銃弾形の先端部５０は、先端部５０の近位端にある３つの開口によって３本の 細いワイヤ６０に連結してある。好ましい実施例においては、カップリング５５ および先端部５０における３つの開口は間隔を置いてあり、第３１図に示すよう に、カップリング５５および先端部５０の長手方向中心軸まわりに同心に等辺三 角形を形成する。 先端部５０は切欠き５１を備えており、第１４図に示すようにキャビテーショ ンを改良する。ここでわかるように、所与の流体タイプに特有の閾値レベルを超 える変位振幅を用いてその流体にキャビテーションを引き起こすことができる。 音場内のキャビテーション泡はエネルギを集中させ、切除その他の所望効果を向 上させるのに有利である。先端部５０は、第１４図に示すように近位側面取り部 ５２も備え得る。先端部５０は、また、第１４図に示すように近位側面取り部５ ２を備えて手術後にプローブを後退させる際の助けとすることができる。放射線 不透過性のマーカーを先端部５０に取り付けてもよい。放射線不透過性のバンド を先端部５０の近位端あるいは遠位端に取り付けてもよいし、先端部のくぼみ内 に収容してもよいし、先端部の外面に取り付けてもよい。あるいは、先端部５０ を放射線不透過性材料で作ってもよいし、放射線不透過性のフィルムで被覆して もよい。好ましい実施例においては、先端部５０の遠位端に設けたポケットまた はくぼみ５３を、第１４図に示すように、放射線不透過性マーカー・バンドを接 着剤で取り付けるように形成してもよい。 先端部５０は、また、ガイド・ワイヤのための開口を備えていてもよく、また 、ガイド・ワイヤさやをこの開口内に据え付け、遠位端から近位方向へ延びるよ うにしてもよい。好ましい実施例においては、ガイド・ワイヤ開口は先端部５０ 内中央にその長手方向軸線に沿って延びるように設けてもよい。細いワイヤ６０ は別個にさやに納めてもよいし、前記被覆さやが先端部５０とカップリング・ジ ョイント５５との間に延びていてもよい。ワイヤ４５もまたさやに納めてもよい し、前記被覆さやをワイヤ６０の別体の被覆さやに連結してもよいし、冷却材ポ ートまで近位方向に延びていてセクション２６、２７、４０の全部または一部を 浸す ことができるようにしてもよい。 第４Ａ、４Ｂ、４Ｃ図および第５図を参照して、ここには、本発明の別の好ま しい実施例がホーン５２５として例示してある。このホーンは、一定直径の真っ すぐなセクション５２７と、その遠位端にあるジョイント５３５の形をした移行 セクションとを包含する。ジョイント５３５は伝達ワイヤを受け入れるように穿 孔してある。この実施例は、ジョイント５３５の前に拡径領域５２９を包含して いてもよい（第４Ｂ図参照）。その結果、ジョイント５３５の直径が真っすぐな セクション５２７の直径よりわずかに大きくなり、ホーン遠位端５３０と伝達ワ イヤ（図示せず）と間のジョイント５３５でより大きい強度を得ることができる 。このような実施例の一例において、ホーン５２５は１mmの直径を有する真っす ぐなセクション５２７を有し、この直径が拡径領域５２９の遠位端で１．０９mm まで増大する。 １つの好ましい実施例において、ジョイント５３５は約０．６３mmのボア直径 と、約５mmのボア深さを有し、伝達ワイヤ上へ機械的にかしめられる。この伝達 ワイヤは、チタンで形成し、好ましくは、約０．６２mmの直径を有する。さらに かしめジョイント部の強さを高めるために、本発明の好ましい実施例によれば、 伝達ワイヤの近位側４nlmの表面をかしめ前に粗面化するとよい。 別の実施例において、ジョイント５３５の代わりに、拡径領域を含まない第７ Ｂ図に示すジョイント７３５を用いている。 ここで、ホーン５２５から最大変位部あるいはその付近の伝達ワイヤへまで直 径を段階的に縮小することが最大変位増幅を与えることに注目することが重要で ある。この事実にもかかわらず、従来技術は、一般的に、この種の移行部と関連 した応力が高いレベルにあるためにこのような段階的縮小を用いることから離れ る方向を教示している。しかしながら、従来技術のこの短所は、高強度のジョイ ントを導入し、ジョイントのところで異なった適切な材料を組み合わせることに よって克服される。また、ほぼ変位波節のところにジョイントを位置させること によって、エネルギ移送をより効率的にすることができる。 超音波伝達装置は、患者の身体へのプローブの進入点と治療しようとしている 身体内の部位との間の距離が変化する種々の治療部位に合わせた寸法でなければ ならないので、他の実施例が好ましい冠状動脈用実施例とは異なる長さおよび直 径を必要とすることになることは了解されたい。長さの変化は、第１、２、３図 に記載する一般的な公式化によってもなお説明される。 第８〜１３図を参照して、ここには、本明細書で教示した構造の原理を満足さ せる種々のプローブ・デザインが示してある。これらの変形例は、ここに教示し た利点に従って構成されるジョイントを有する段階的移行部を使用しているが、 第４Ｂ図に示すような接続部あるいは第３図の連結部材５５の詳細は示していな い。ここで、本願に含まれるこれらの図あるいは他の図のうち任意の図における 副構成要素の直径も長さも共通尺度となっておらず、代表値あるいは限定値と解 釈される比率も共通尺度となっていないことは了解されたい。第８図において、 ３つの連続的な段階的移行部（８０１、８０２、８０３）が示してあるが、各々 変位波節に設置してもよい。第１の段階的移行部はアールの付いた移行部を持つ ものとして示してある。この段階的移行部は、本願で教示した段階的移行部の任 意のものに同様に適用してひずみ解放を行うことができる。 第９図は第８図と同様であるが、すべての移行部（９０１、９０２、９０３） が急激な段部として示してある。第１０図は、近位側の先細りホーン・セクショ ン１００１を使用している。第１１図は、近位側ホーン・セクション１１０２と 一体である細長い真っすぐなセクション１１０１を使用している。第１２図は、 可撓性を向上させるために最も遠位側の伝達ワイヤ・セクションにおいて２本の 平行ワイヤ１２０１ａ、１２０１ｂを使用することを示している。遠位セクショ ンでの２本以上のワイヤの使用により、遠位先端部の長手方向中心軸線に沿って ガイド・ワイヤが通過できるようになる。第１３図は第１２図と同様であるが、 ただし、遠位側の２ワイヤ・セクションの代わりに３ワイヤ・セクション（１３ ０１ａ、１３０１ｂ、および１３０１ｃ）が用いられている。第１３Ａ図におい て、近位セクションは、２つの連続的な半波長ホーンと、それに続いて設けてあ り、移行セクションＢにおいて変位波節で終わる一体の真っすぐなセクションと からなるものが示してある。 第３図を再び参照して、冠状血管のために設計した本発明の１つの好ましい実 施例において、超音波ホーン２６は、１４４mmの長さおよび移行部２８のところ で１ｍｍの直径まで先細りとなる１２．７mmの初期直径を持って形成した近位側 の先細りセクションＴを包含する。次いで、このホーンは、この直径で５６７mm の距離にわたってセクションＳ上を遠位方向へ延び、遠位端３０で終わる。この ホーンは、第７Ｂ図のジョイント７３５によって、５４４mmの長さを有する伝達 ワイヤ４５に接続する。伝達ワイヤ４５の遠位端は、コネクタ５５を介して遠位 側３ワイヤ・セクションＥ’に接続する。セクションＥ’は、１６０mmのワイヤ 長さを有し、先端部５０に接続する。好ましい冠状動脈実施例の別の変更態様に おいて、ジョイント７３５に代わりに第４Ｂ図のジョイント５３５が用いられる 。好ましい冠状動脈実施例の別の変更態様において、セクションＳは８４７mmの 全長さまで延長され、伝達ワイヤ４５は２６４mmの長さを有する。好ましい冠状 動脈実施例の別の変更態様において、セクションＴは２３３mmの全長を有する。 第３図を再び参照して、AV分路血管のような末梢血管のために設計した１つの 好ましい実施例において、超音波ホーン５２５は、１４４mmの長さおよび移行部 ２８のところで１mmの直径に先細りになる１２．７mmの初期直径を持って形成さ れた近位側の先細りセクションＴを包含する。次いで、このホーンは、それから distallyに延びて、遠位端３０で終わる。このホーンは、第７Ｂ図のジョイント ７３５によって３０mmの長さを有する伝達ワイヤ４５に接続する。伝達ワイヤ４ ５の遠位端は、コネクタ５５を介して遠位側単ワイヤ・セクションＥ’に接続す る。セクションＥ’は、２７７mmのワイヤ長さを有し、先端部５０に接続する。 上記の好ましい末梢血管実施例の別の変更態様において、ジョイント７３５の代 わりに第４Ｂ図のジョイント５３５が用いられる。上記の好ましい周辺実施例の 別の変更態様において、伝達ワイヤ４５は８９mmの長し、セクションＥ'は１６ ０ｍｍの長さを有する２ワイヤまたは３ワイヤ・セクションとして構成されてい る。上記の好ましい実施例の別の変更態様において、伝達ワイヤ４５は５４４ｍ ｍの長さを有し、セクションＥ’は１６０mmの長さを有する２ワイヤまたは３ワ イヤ・セクションとして構成されている。 上述したように、第３図の伝達部材４０は、各々一定直径を有する１つまたは それ以上の伝達ワイヤを包含していてもよい。各引き続く伝達ワイヤは段々に小 さくなる直径を有する。引き続くワイヤは、単一の材料ロッドから各直径を持つ ように機械加工することによって一体ユニットとして形成してもよいし、別個に 形成して後で結合してもよい。 第３図を再び参照して、本発明の好ましい実施例では、伝達ワイヤ４５の遠位 端４７は多ワイヤ・セクション６０と結合している。好ましい実施例では、この セクションは３本のチタン・ワイヤを含む。伝達ワイヤ４５の直径は１．０mm〜 ０．２mmであり、細いワイヤ６０の直径は０．５mm〜０．０１mmである。伝達ワ イヤ４５の長さは０mm〜１０００mmであり、細いワイヤ６０の長さは０mm〜３０ ０mmである。好ましい実施例において、伝達ワイヤ４５は約０．６２mmの直径と 、約５４４mmの長さを有し、多ワイヤ・セクション６０のワイヤは約０．２９mm の一定直径と約１６０mmの長さを有する。この実施例では、伝達ワイヤ４５と細 いワイヤ６０の結合部５５は最大変位部の近くに位置するが、結合部５５は定常 波に沿って任意の位置に位置し得る。 好ましい実施例において、カップリング５５は高強度アルミニウム（好ましく はアルミニウム６０６１）から作ってあり、伝達ワイヤ４５への高強度かしめ接 続部と細いワイヤ６０への航空宇宙等級エポキシ接続部とを包含する。この例で は、かしめ接続のためのボア直径は約０．６３mmであり、深さ３mmである。そし て、細いワイヤ接着接続のためのボア直径は約０．３１mmであり、深さ約１．５ mmである。 本発明の別の好ましい実施例において、第３図のホーンの近位端２９および第 ４Ａ図の近位端２９’は、超音波源の遠位先端部を受け入れるために４分の１イ ンチの直径、１２ｍｍの深さを有するねじ孔を包含する。他の実施例において、 超音波源とホーンとの接続はバイオネット式ねじり接続、ばね負荷式スナップ接 続その他種々の急速接続で行い得る。第６Ａ図および第６Ｂ図を参照して、キー 止めしたＯリング溝６００が、第１４図に示す被覆さや１５５の近位端とホーン ５２５の間の流体シールを確立すると共に、被覆さや１５５およびホーン５２５ のいかなる相対的なねじれも防ぐ手段として利用されている。Ｏリング溝６００ は、好ましくは、変位波節（すなわち最小変位部）に位置し、Ｏリング溝によっ て伝達エネルギの減衰を避ける。一実施例において、Ｏリング溝６００は、第１ 伝達部材の近位端から８３mmの距離のところに位置する。好ましくは、リング ６０１はホーンの表面からの０．２５mm延びていてもよいし、０．５mmの厚みで あってもよい。六角リング６０２はホーンの表面から０．５mm延びており、０． ８mmの厚みを有し、３．７mmの平らな表面間の直径を有し、４．２mmの対向頂点 間の直径を持っていてもよい。ここで、本発明によって構成される超音波伝達装 置が、前述の例を含めて、７−フランス・ガイド・カテーテルを通して冠状動脈 内に容易に嵌合し、血栓に到達できることは当業者には明らかであろう。 第３図を再び参照して、先端部５０は少なくとも１つの伝達ワイヤ６０の遠位 端に接続している。好ましくは、先端部５０は多ワイヤ・セクションの３本のワ イヤを受け入れる形状となっており、最大変位部に位置していて長手方向におい て最大量移動できるようになっている。好ましい実施例においては、先端部５０ はアルミニウム、好ましくは６０６１アルミニウムで形成してあり、直径１．６ ５mmである。 熱としてエネルギを消散させたり、望ましくない振動モードを減衰させるため に、装置を冷却材に浸漬してもよい。冷却材は、ポリイミドあるいは他の高強度 薄肉低摩擦材料で形成すると好ましい薄い可撓性のある被覆さやを装置のいくつ かのセクションあるいはすべてのセクションのまわりに取り付けることによって 装置まわりに流すことができる。被覆さやは、１つまたはいくつかの変位波節の ところで装置に取り付けると好ましい。付加的な被覆さやを装置に取り付けて超 音波プローブを意図した方向に向けるのに役立つことができるガイド・ワイヤそ の他の補助工具用の通路を設けてもよい。 別の好ましい実施例において、ホーンまたは伝達ワイヤあるいはこれら両方の すべてまたはいくつかの表面を吸湿防止バリアまたは密封コーティング（たとえ ばパリレン）で覆って応力腐食を低減あるいは排除することによってこれらのセ クションの寿命を延ばしている。 第６Ａ図および第１４図を参照して、１つ以上のセクションの被覆さや１５５ は、ホーン５２５のまわりに配置され、カップリング部材１４５５を越えて遠位 方向に延びていてもよい。被覆さやは、伝達媒体の直径が減少するにつれて、直 径が減少してもよい。有利な被覆さや物質は、きわめて細い直径に形成できるこ と、その強度およびその低摩擦性の観点から、ポリイミドである。 第１４図を参照して、ここには、比較的大きい直径の単一の伝達ワイヤ１４４ ５を、図示したワイヤ１４０１、１４０２および第３のワイヤ（図示してないが 、ワイヤ１４０１、１４０２の背後に位置している）を含む比較的小さい直径の ３本のワイヤ１４０３にどのように結合するかが示してある。ワイヤ・カップリ ング５５は、ワイヤ１４５５を受ける１つの近位側の孔と、ワイヤ１４０３を受 け入れる３つの遠位側の孔とを持つように構成してある。好ましい実施例におい ては、カップリング５５にある３本のワイヤ１４０３およびそれらを受け入れて いる孔は、円形パターンにおいて等しく隔たっていてカップリング５５の長手方 向中心軸軸線と同心の等辺三角形を形成している。 好ましい実施例において、カップリング５５はたった１本の伝達ワイヤ１４４ ５上へ機械的にかしめられている。かしめジョイントの強度をさらに高めるため に、本発明の好ましい実施例によれば、伝達ワイヤ１４４５の遠位側表面をかし めの前に粗面化してもよい。好ましい実施例において、カップリング５５は高強 度の航空宇宙等級のエポキシを使用して細いワイヤ１４０３に結合している。先 に教示したように、カップリング５５を取り付ける代替手段も使用し得る。 被覆さや１５５は、ホーン５２５、単一の伝達ワイヤ１４４５、ワイヤ・カッ プリング５５のまわりに配置し、カップリング部材１４５５の近位端を越えて遠 位方向に延びていてもよい。被覆さや１４８１、１４８２は、それぞれ、ワイヤ １４０１、１４０２のまわりに配置されており、第３のワイヤが同じようにさや で覆われている。被覆さや１５５の遠位端１５５aは、カップリング１４５５の 一部に重なっており、接着剤でカップリング１４５５に取り付けられている。被 覆カップリング１４５５は、ワイヤ１４０３のまわりに配置された被覆さやを受 け入れるような位置、寸法の３つの貫通孔を有するように構成されている。ワイ ヤ１４０３のまわりに配置された被覆さやは、接着剤でカップリング１４５５に 取り付けられている。カップリング１４５５およびワイヤ１４０３のまわりに配 置された被覆さやは、上述したように結合した別々の部材であってもよいし、単 一の押出成形多重内腔チューブとして単一の部材に形成してもよい。ここで、３ 本より多いあるいは少ないワイヤ１４０３を使用する設計およびそれに付随する 被覆さやを含めて、ワイヤ・被覆さや配置の他の実施例が本発明に含まれること は了解されたい。一実施例において、流体（たとえば塩溶液）が被覆さや１５５ 、カップリング１４５５を通って流れ、そして、ワイヤ１４０３まわりに配置し たワイヤ被覆さやの遠位端を通って流出する。 超音波プローブ・デザインがたとえば第１４図に示すように多ワイヤ遠位セク ションを包含する場合、被覆さや１５５が中央超音波伝達部材１４４５およびカ ップリング５５に対して回転するのを阻止するのが重要である。この場合、相対 運動が生じると、伝達ワイヤ１４０３がカップリング１４５５の近位側でねじれ る可能性があり、１つまたはそれ以上の伝達ワイヤの破断が加速される可能性が ある。これを防ぐために、Ｏリング溝６００（変位波節に位置する）を異形にす るかキー止めするかするとよい（第６Ａ図参照）。同じように形成した受け入れ ているポケットを被覆さやに設け、ひとたびホーンと係合したならば、被覆さや がホーンに対して回転できないようにする。ここで、伝達部材が常にたとえば第 １４図に示すようにプローブの中心軸線上に位置している実施例の場合、ワイヤ １４０３の代わりにたとえば、第８図〜第１１図に示すような単一の中央配置ワ イヤを用いるならば、このような「キー止め」は不要である。しかしながら、被 覆さやとホーン（または伝達部材）間に流路を確立するためにＯリング溝または 類似したシール機構を設置するのは、キー止めを行う行わないにかかわらず、変 位波節でなければならない。 別の好ましい実施例においては、第１４図に示すように、ワイヤ１４０３の被 覆はキャビテーション先端部１４５０の近位側で終わっており、被覆さやと先端 部１４５０との間に拡大ギャップ１４８０を創り出している。拡大ギャップ１４ ８０は、普通は、長さ２、３ミリメートルであり、したがって、ワイヤ１４０３ まわりに配置されている被覆さやおよび被覆さや１５５が、使用時に、キャビテ ーション先端部１４５０と干渉することなく、膨張、収縮を行えるような適切な スペースを与えている。この被覆さやの膨張、収縮は、手術中にプローブを付勢 、操作したときに、重合体の被覆さや材料の通常の伸長および圧縮の結果である 。 第１４図は、所望の位置にプローブ先端部１４５０を位置決めするのを容易に するガイド・ワイヤ・チューブ１４３０を示している。第１４図に示す構造にお いて、ガイド・ワイヤ・チューブ１４３０はワイヤ１４０３の被覆さやと同じ直 径であり、キャビテーション先端部１４５０近位側１０〜１５のセンチメートル の位置から先端部１４５０に、そして、それを通して延びている。チューブ１４ ３０は、安全保留特徴を与えるために外に広がった遠位先端部を包含してもよい 。この場合、プローブが付勢されたとき、先端部１４５０が、たとえば、切欠き １４５１のところで破断する。チューブ１４３０はバンド１４９０によって所定 位置に保持される。これらのバンドは、ワイヤ１４０３の被覆さやのまわりに巻 き付けられている。バンド１４９０は、第３１図の端面図に３１９０として示し てあり、第３０図では３１９０で示してある。 別の本発明の好ましい実施例において、キャビテーション先端部１５５０は、 第１５図〜第１９図それぞれに示すように安全挿入体１５０１、１６０１、１７ ０１、１８０１または１９０１を備える。第１４図のガイド・ワイヤ・チューブ １４３０は、第１５図〜第１９図それぞれのチューブ１５１０、１６１０、１７ １０、１８１０、１９１０として示してある。安全挿入体１５０１、１６０１、 １７０１、１８０１および１９０１は、使用時にディスロケーションが生じる場 合には、先端部１５５０のセクション、たとえば放射線不透過性のマーカーまた は先端部１５５０の裂けた前端を保持するように作用する。安全挿入体は、それ に挿入できるガイド・ワイヤからキャビテーション先端部１５５０を分離するの にも役立つ。安全挿入体は、先端部１５５０に緊密に連結するかそこに錠止して 安全挿入体と先端部１５５０の運動差を排除または最小限に抑えると好ましい。 先端部１５５０に安全挿入体を取り付ける種々の方法を特別な用途のために選 ばれた構造材料に応じて使用することができる。取り付け方法としては、限定す るつもりはないが、接着、かしめ、溶融結合、スエージ加工、口広げ加工、ねじ 止め、ピン止め、コーティングがある。それに加えて、安全挿入体および先端部 は、治療部位に超音波を付与したり、ガイド・ワイヤによる摩耗を防いだり、裂 けた構成要素を安全に保持したりする多数の機能を選定材料が果す場合には、単 一の材料を用いて単一の構成要素として作ってもよい。 上述したように、手術中にプローブを付勢し、操作している使用時に膨張、収 縮する傾向があるプローブ被覆さやから安全挿入体を切り離すと有利である。こ の切り離しにより、キャビテーション先端部による摩損または摩耗を防ぐことが できる。付随する切り離し機構の好ましい実施例が第１５図〜第３５図に示して ある。ここで、安全挿入体をキャビテーション先端部に取り付ける手段として保 持用フレアが第１５図〜第１９図に示してあるが、第２０図〜第２８図に示すよ うな他の取り付け構造（接着、溶融結合を含む）も同様に役立つ。 第１５図は、ちようど近位先端部１５５０で終わるガイド・ワイヤ・チューブ １５１０を示す。安全挿入体１５０１は、チューブ１５１０内に、それとシリン ダ内摺動ピストン式に位置する。挿入体１５０１がチューブ１５１０内に嵌合し て（この逆はない）、ガイド・ワイヤが挿入体１５０１の遠位端１５０１ａから プローブの近位端に向かってガイド・ワイヤが縫って進むときにそれが妨害を受 ける点を創り出すのを回避すると好ましい。 第１６図〜第２８図は、異なる安全挿入体を含む本発明の付加的な実施例を示 す。安全挿入体は耐摩耗材料で形成されると好ましい。挿入体は、オプションと して、キャビテーション先端部内に収容してもよい。さらに他の実施例において 、安全先端部の近位側にギャップがあってもよい。さらにまた別の実施例におい て、キャビテーション先端部の近位側でガイド・ワイヤ・チューブが終わっても よいし、ガイド・ワイヤがガイド・ワイヤ・チューブや安全挿入体なしにキャビ テーション先端部を貫いていてもよい。 第１６図を参照して、ここには、安全挿入体１６０１がガイド・ワイヤ・チュ ーブ１６１０の遠位端上に摺動可能に配置して示してある。好ましくは、ガイド ・ワイヤ・チューブ１６１０すなわち挿入体１６０１の近位側直径は、ガイド・ ワイヤ・チューブ１６１０が第１５図に示すように挿入体１６０１上に嵌合する ような寸法であるとよい。 第１７図を参照して、第１６図の構造と同様に挿入体１７０１はガイド・ワイ ヤ・チューブ１７１０の遠位端上に摺動自在に配置されている。しかしながら、 フレア１７１１がチューブ１７１０の遠位端に形成してあり、くびれ１７０２が 挿入体１７０１の近位端に形成してある。このようにして、チューブ１７０１お よびチューブ１７１０は相互に密接な関係となっている。 第１８図を参照して、ガイド・ワイヤ・チューブ１８１０の遠位端には、第１ ５図の構造と同様に、挿入体１８０１が摺動可能に配置してある。しかしながら 、くびれ１８１１がチューブ１８１０の遠位端に形成してあり、フレア１８０２ が挿入体１８０１の近位端に形成してある。したがって、チューブ１８０１およ びチューブ１８１０は相互に密接な関係となっている。 第１９図を参照して、ガイド・ワイヤ・チューブ１９１０の遠位部分上に挿入 体１９０１が摺動可能に配置してある。ガイド・ワイヤ・チューブ１９１０は挿 入体１９０１を通過する。チューブ１９１０は、１９０１を貫いて遠位方向へ突 出していてもよいし、安全フレア１９１１を備えていてもよい。安全フレア１９ １１は、解放時にチューブ１９０１または先端部１５５０を捕らえるのに役立つ 。 第２０図を参照して、挿入体２００１は、ガイド・ワイヤ・チューブ２０１０ 内に摺動可能に配置してある。挿入体２００１は、２つのセクション、すなわち 、チューブ２００２とチューブ２００３とからなり、これらのチューブは相互に 結合され、先端部１５５０に取り付けてある。チューブ２００２は、チューブ２ ００３上に嵌合している。 第２１図を参照して、挿入体２１０１は、ガイド・ワイヤ・チューブ２１１０ 内に摺動可能に配置してある。挿入体２１０１は、２つのセクション、すなわち 、チューブ２１０３とそれの上に嵌合するチューブ２１０２とからなり、これら のチューブは相互に結合し、先端部１５５０に取り付けてある。 第２２図を参照して、ガイド・ワイヤ・チューブ２２１０内に挿入体２２０１ が摺動可能に配置してある。挿入体２２０１は、２つのセクション、すなわち、 チューブ２２０３とチューブ２２０２とからなり、これらのチューブはチューブ ２２０３上に嵌合し、相互に結合して先端部１５５０に取り付けてある。 第２３図を参照して、挿入体２３０１がガイド・ワイヤ・チューブ２３１０上 に摺動可能に配置してある。挿入体２３０１は、２つのセクションとからなり、 チューブ２３０３とこれに嵌合したチューブ２３０２とからなり、これらのチュ ーブは相互に結合してあって、先端部１５５０に取り付けてある。 第２４図を参照して、挿入体２４０１がガイド・ワイヤ・チューブ２４１０上 に摺動可能な配置してある。挿入体２４０１は、２つのセクション、チューブ２ ４０３とこれに嵌合するチューブ２４０２とからなる。これらのチューブは、相 互に結合してあり、先端部１５５０に取り付けられている。 第２５図を参照して、挿入体２５０１がガイド・ワイヤ・チューブ２５１０上 に摺動可能に配置してある。挿入体２５０１は、３つのセクション、すなわち、 チューブ２５０３、近位側安全止め２５０４およびこれらに嵌合するチューブ２ ５０２とからなる。これら３つのセクションのすべては相互に結合してあり、先 端部１５５０に取り付けてある。 第２６図を参照して、ガイド・ワイヤ・チューブ２６１０が挿入体２６０１を 有するピストン構造内に示してあり、この挿入体は先端部１５５０を貫いて配置 してある。挿入体２６０１は、３つのセクション、すなわち、近位側安全止め２ ６０４、チューブ２６０３、チューブ２６０２とからなる。このチューブ２６０ ２はチューブ２６０３上に嵌合し、近位側安全止め２６０４内にある。これらす べてのチューブは相互に結合されて、先端部１５５０に取り付けてある。 第２７図を参照して、挿入体２７０１がガイド・ワイヤ・チューブ２７１０上 に摺動可能に配置してある。挿入体２７０１は、２つのセクション、すなわち、 チューブ２７０３とこれに嵌合するチューブ２７０２とからなる。チューブ２７ ０３は、近位側安全止めとして役立つ拡大部を備えている。チューブ２７０２お よび２７０３は、相互に結合されて、先端部１５５０に取り付けてある。 第２８図を参照して、挿入体２８０１（第２５図の組立体と同様である）が、 ３本のチタン・ワイヤ２８８０（２つ図示してある）およびそれぞれの被覆さや ２８８１を含む多ワイヤ遠位側組立体に組み込まれている。挿入体２８０１はガ イド・ワイヤ・チューブ２８１０内に摺動可能に配置されている。挿入体２８０ １は、３つのセクション、すなわち、チューブ２８０３と、近位側安全止め２８ ０４とこれらに嵌合するチューブ２８０２とからなる。これらすべてセクション は相互に結合されて、先端部１５５０に取り付けてある。挿入体２８０１は、遠 位側安全フレア２８０５を備えている。ここで、遠位側安全フレアがここで開示 した挿入体デザインの任意のものに加えることができることは了解された い。 第２９図は、第２８図の挿入体と同様の挿入体の断面図である。挿入体２９０ １は、３つのセクション、すなわち、チューブ２９０３と、近位側安全止め２９ ０４と、これらに嵌合するチューブ２９０２とからなる。これら３つのセクショ ンすべては相互に結合されて、先端部１５５０に取り付けてある。挿入体２９０ １は遠位側安全フレア２９０５を備えている。第２９図は、放射線不透過性のマ ーカー２９０６を取り付けた先端部１５５０を示している。 第３１図を参照して、ここには、被覆さや束ね構造の部分図が示してある。チ ューブ３１１０は、第２８図のチューブ２８１０に対応する。複数の被覆さや３ １８１は第２８図の被覆さや２８８１に対応し、バンド３１９０は第１４図のバ ンド１４９０に対応する。対応するバンドを第２８図の組立体に付与してもよい 。チューブ３１１０、３１８１およびバンド３１９０は相互に取り付けることは 了解されたい。被覆さや３１８１は、細いワイヤ３１０３のまわりに緩く嵌合し ている。ガイド・ワイヤ・チューブ３１１０の遠位部分が装置の中心軸線と同軸 に被覆さや３１８１間に位置しており、バンド３１９０は細いワイヤ３１０３の 被覆さや３１８１まわりに巻き付けてある。したがって、チューブ３１１０の遠 位部分は、摺動可能に配置した安全挿入体、たとえば、挿入体２８０１を受け入 れるように位置している。 第３０図を参照して、ガイド・ワイヤ・チューブ３０１０は被覆さや３０８１ を越えて突出している。このような構成は、第１６、１９、２４図に示すタイプ の摺動可能に配置した安全挿入体を受け入れるように使用できる。 第３２図を参照して、遠位側先端部組立体がここには示してあり、ここでは、 挿入体３２０１がガイド・ワイヤ・チューブ３２１０の遠位端から隔たって示し てある。第３３図において、挿入体３２０１の代わりに重合体コーティング３３ ０１が用いられている。また別の実施例において、重合体コーティング３３０１ および挿入体３２０１は省略することができる。 第３４図を参照して、ここには第１９図の構造と同様の構造が示してあるが、 ただし、この構造では、挿入体３４０１に対して摺動可能に配置したガイド・ワ イヤ・チューブ３４１０の遠位端が挿入体３４０１内で終わっている。第３５図 において、一対の挿入体保持スリーブ３５１１がチューブ３５０２に取り付けて ある。第３６図において、スリーブ３５１１の代わりに、挿入体保持バルブ３６ １１が用いられている。 第３７図を参照して、ガイド・ワイヤ・チューブ３７１０が先端部１５５０を 貫いて摺動可能に配置してある。摩滅抵抗を向上させるために、チューブ３７１ ０を耐摩滅性重合体、たとえば、ポリエチレン、ナイロン、ポリエステル、ポリ ウレタンおよびポリプロピレンで形成してもよい。 第３８図を参照して、ここには、第３７図の構造に類似する構造が示してある が、この構造では、ワイヤ・ガイド・チューブ３７１０の代わりに、遠位端に安 全フレアまたは安全バルブ３８１１を有するチューブ３８１０が用いられており 、先端部１５５０が壊れた場合にそれの壊れた遠位部分を保持する助けとしてい る。 第３９図に示す先端部１５５０では、放射線不透過性マーカーまたはそのキャ ビテーション先端部自体を広げて先端部１５５０と、ここに示したガイド・ワイ ヤあるいは安全挿入体形態との間の摩耗性表面接触を減らすことができる。 人間の冠状血管内の閉塞血栓を除去するための治療用超音波法についての以下 の実施例は、本発明の特徴および態様を説明するためのものであり、限定的ない みで解釈されることを意図したものではない。 除去手術を行う前に、患者を、冠状動脈内ニトログリセリン（２００mg）、ア スピリン（２５０〜３２５mg、咀嚼でも静脈注射でもよい）および静脈内ヘパリ ン（１５，０００ユニット）で治療して手術中に３００を超える活性化凝固時間 を得る。最初に、誘導針さやを用いて人体への進入点を確立する。誘導針さやを 通して、比較的固いワイヤを導入し、その上にガイド・カテーテルを障害に近い 領域まで進める。本発明の一実施例において、ガイド・カテーテルは、冠状動脈 の小孔へ進める。それから、ガイド・ワイヤをガイド・カテーテルおよび障害を 通して前進させる。次に、本発明による超音波伝達装置をガイド・ワイヤ（図示 せず）に装填し、ガイド・カテーテルを通して前進させ、装置の先端部を血管内 の閉塞部に近接させて位置決めする。あるいは、超音波プローブをガイド・ワイ ヤに装填し、両方を一緒にガイド・カテーテルを通して前進させてもよい。好ま しくは、先端部は、術者がＸ線透視法を用いて先端部を正確に位置決めできる放 射線不透過性マーカーを包含する。 次に、先端部を閉塞部と密接に、好ましくは閉塞部の近位端を約１〜２mm越え たところに位置させる。次いで、超音波伝達装置を通してエネルギ源から先端部 まで超音波エネルギを伝達することによって閉塞の音波破砕を約６０秒間隔で実 施する。音波破砕の間、超音波伝達装置は、好ましくは、最初約３０〜６０秒間 静止状態に保持し、次にゆっくりと前後に約３mm移動させる。こうして、閉塞が キャビテーションによって除去される。 代替方法として、超音波伝達装置を閉塞と密接に位置させ、血栓を約３０〜６ ０秒間音波破砕した後、プローブの取り扱いを変更することによって血栓の線維 を弱めることができる。血栓線維を弱める１つの手段は、先端部を長手方向に振 動させながら血栓を通して段階的に先端部を押し進めることである。この動作は 、先端部を引っ込めながら効果的先端部に向かって閉塞を吸引する渦流を利用す ることによって閉塞を効果的に引き離すかあるいは機械的に分解する。さらに、 障害に対して前後に先端部を動かすことは障害除去の速度を上げることができる 。 ここで、超音波伝達装置およびここに図示し、説明した装置を使用する方法を 、不必要な物質を除去するために人間の血管内で容易に案内するのに適用できる ことは了解されたい。この超音波伝達装置は、種々の用途で利用することができ 、したがって、単に冠状血管形成術だけに制限するものではないし、また、医療 の用途だけに制限するものではない。 したがって、先の説明から明らかになったもののうち、上記の目的が能率的に 達成されることは了解されたい。また、本発明の精神と範囲から逸脱することな く上記説明に或る種の変更をなし得るから、上記の説明に含まれ、添付図面に示 される全ての事項は説明のためのものであり、限定する意味ではないと解釈され るべきであろう。 以下の請求の範囲がここに記載した発明の包括的かつ特定の特徴のすべてを、 そして、言語上、範囲に入る可能性のある発明の範囲についてのすべての記述を カバーすることを意図したものであることは了解されたい。

【手続補正書】 【提出日】１９９８年１１月１０日（１９９８．１１．１０） 【補正内容】 請求の範囲 1. 超音波エネルギ源に接続するように構成した超音波伝達装置であって、血管 またはキャビティ内で所定の位置に超音波エネルギを付与するのに使用するた めに血管内に挿入可能に、そして、超音波伝達装置に沿った位置に最大変位部 および最小変位部を有する定常波を発生可能に寸法決め、構成した超音波伝達 装置において、 超音波エネルギ源に連結可能な第１の伝達部材であり、第１の材料で一体ボ デーとして形成してあり、そして、近位端および遠位端を有し、超音波エネル ギ源へ第１の伝達部材の近位端を取り付けた際に、定常波が第１の伝達部材内 に発生し、そして、前記第１の伝達部材に取り付けられたすべての付加的な伝 達部材において、超音波エネルギ源が起動させられたときに、第１の伝達部材 の遠位端がほぼ最小変位部で終わるようになっている第１の伝達部材と； 第１の材料と同じでもよい第２の材料で形成してあり、近位端および遠位端 を有する第２の伝達部材であり、その近位端が第１伝達部材の遠位端に連結さ れており、第１の伝達部材の遠位端の横断面積が第２の伝達部材の近位端の横 断面積より大きく、第２の伝達部材の遠位端が、所定の位置に超音波エネルギ を付与するように装置が起動されるときにほぼ最大変位部で終わっている第２ の伝達部材と； 第２の伝達部材の遠位端に連結した先端部であり、装置が第１の伝達部材に 付与され、第１、第２の伝達部材を経て前記先端部に伝達される超音波エネル ギ源によって駆動されるときに、超音波エネルギを付与するように構成、寸法 取りされている先端部と; を包含することを特徴とする超音波伝達装置。 2. 人体内の部位に超音波を伝達するための超音波伝達装置であって、起動され たときに超音波伝達装置の長さに沿って最大変位部、最小変位部を有する定常 波を超音波伝達装置内で発生する超音波発生装置に接続可能な超音波伝達装置 において、 超音波発生装置の近位端から遠位方向に延びている第１の部材であり、その 遠位端がほぼ最小変位部で終わっている第１の部材と； 第１の部材の遠位端から遠位方向に延びており、第１の部材の材料と同じで もよい第２の材料で形成した第２の部材であり、第１の部材の遠位端に接続し てあり、そして、第１の部材の遠位部分の横断面寸法より小さいほぼ均一な横 断面寸法を有する第２の部材と； 第２の部材の遠位端から遠位方向に延びており、第２の材料と同じ材料でも よい第３の材料で形成されている第３部材であり、第２の部材の遠位端に接続 してあり、１本またはそれ以上の平行な伝達ワイヤを包含し、各ワイヤが、第 2の部材の横断面寸法より小さいほぼ均一な横断面寸法を有し、その遠位端が ほぼ最大変位部で終わっている第３部材と； を包含することを特徴とする超音波伝達装置。 3. 第３の部材の遠位端に連結された先端部を含み、該先端部は、装置が第１伝 達部材に付与され、第１、第２、第３の部材を経て前記先端部に伝達される超 音波エネルギ源によって駆動されるときに、超音波エネルギを付与するように 構成、寸法取りされており、前記先端部は、起動されたときに血管またはキャ ビティ内の障害物質を溶解し、融除し、或いはその他の仕方で除去しまたは弛 緩させるキャビテーションを引き起こすように構成、寸法取りされてされてい ることを特徴とする請求の範囲第２項に記載の超音波伝達装置。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，Ｍ Ｗ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ， ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，Ｅ Ｓ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ， ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，Ｍ Ｗ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ， ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ (72)発明者 ソールトンストール ジョン アメリカ合衆国 マサチューセッツ州 02061 ノーウェル ティル ロック レ ーン 58 (72)発明者 ニュイアン ロイ アメリカ合衆国 マサチューセッツ州 02134 オールストン ハイ ロック ウ ェイ ＃２―７―２ (72)発明者 ローゼンシャイン ウーリ イスラエル 73125 クファル ダニエル （番地なし)

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．周波数（単数または複数）ｆで超音波を発する超音波エネルギ源に接続する ように構成した超音波伝達装置であって、血管またはキャビティ内で超音波エ ネルギを付与するのに使用するために血管内に挿入可能に、そして、超音波伝 達装置に沿った位置に最大変位部および最小変位部を有する定常波を発生可能 に寸法決め、構成した超音波伝達装置において、 超音波エネルギ源に連結可能な第１の伝達部材であり、第１の材料で一体ボ デーとして形成してあり、、そして、近位端および遠位端を有し、超音波エネ ルギ源へ第１伝達部材の近位端を取り付けた際に、定常波が第１伝達部材内に 発生し、そして、前記第１伝達部材に取り付けられたすべての付加的な伝達部 材において、超音波エネルギ源が起動させられたときに、第１伝達部材の遠位 端がほぼ最小変位部で終わるようになっている第１伝達部材と； 第１材料と同じでもよい第２の材料で形成してあり、近位端および遠位端を 有する第２の伝達部材であり、その近位端が第１伝達部材の遠位端に連結され ており、第１伝達部材の遠位端の横断面積が第２伝達部材の近位端の横断面積 より大きく、第２伝達部材の遠位端がほぼ最大変位部で終わっている第２伝達 部材と； 第２伝達部材の遠位端に連結した先端部であり、装置が第１伝達部材に付与 され、第１、第２の伝達部材を経て前記先端部に伝達される超音波エネルギ源 によって駆動されるときに、超音波エネルギを付与するように構成、寸法取り されている先端部と を包含することを特徴とする超音波伝達装置。 37．超音波発生装置に接続可能な超音波伝達装置であって、装置の長さに沿って 最大変位部、最小変位部を有する定常波を伝達装置内で発生し、人体内の部位 に超音波を伝達するようになっている超音波伝達装置において、 超音波発生装置の近位端から遠位方向に延びている第１部材であり、実質 的に指数曲線テーパ、垂曲線テーパ、直線テーパ、二次曲線テーパ、双曲線テ ーパ、均一横断面寸法、その組み合わせからなるグループから選んだ横断面寸 法を有し、その遠位端がほぼ最小変位部で終わっている第１部材と； 第１部材の遠位端から遠位方向に延びており、第１部材の材料と同じでもよ い第２の材料で形成した第２の部材であり、第１部材の遠位端に接続してあり 、 そして、第１部材の遠位部分の横断面寸法より小さいほぼ均一な横断面寸法 を 有する第２部材と； 第２部材の遠位端から遠位方向に延びており、第２材料と同じ材料でもよい 第３の材料で形成されている第３の部材であり、第２部材の遠位端に接続して あり、１本またはそれ以上の平行な伝達ワイヤを包含し、各ワイヤが、第２部 材の横断面寸法より小さいほぼ均一な横断面寸法を有し、その遠位端がほぼ最 大変位部で終わっている第３部材と を包含することを特徴とする超音波伝達装置。