JPH02156941A - サーマルバリヤーつき加熱カテーテル - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 （発明の分野） 本発明は、組織や沈積物の除去や組織の焼灼の目的で患
者の体の部位に局部的な熱を加えるための医療用装置と
方法に関する。

（発明の背景） 病巣部を焼灼して出血を止めるため患者の体の部位に局
部的熱を加えることは、よく行われる。局部的な熱は、
患者の体の組織を変化させたり、除去したり、破壊する
時にも使われる。局部的加熱の一例として、出血性潰瘍
の治療がある。エンドスコープを患者の食道内に入れ出
血部位を観て、電気的加熱部材を部位と接触させ出血部
位を焼灼する。他の例としては、肺の新生物組織を切除
するため上記の熱を利用する。

しかしながら、電気的加熱部材は、操作が難しく加熱に
比較的長い時間を要する。加熱速度と維持可能な最高温
度は、該部材に使うことのできる電流によって制約を受
ける。この電流は、該部材に接続される配線の寸法によ
り制約を受ける。配線の寸法は次の二つの理由により体
の部位への到達を制約する。つまり、線が余り太いと狭
い場所に挿入することができず、弾力性も低くなる。

配線を流れる電流は、こうした装置を使用できる体内の
部位範囲をも限定する。患者にたいして電気シロツクを
与えるおそれもあるし、電線の周囲に電流の流れによっ
て発生する電界も望ましくない影響を与える。こうした
電流や電界が生命を脅すおそれのある場所としては、心
臓がある。

米国特許第４，２７９，２４１１ｉ（ｃｈｌｋａｍａ）
は、窓の結露を防ぐためにエンドスコープの端部を加熱
することを開示している。該装置は、窓を略体温まで加
熱して結露発生を防止する。しかし、該装置は窓に発生
する熱が体温程度に限られる設計になっているので、組
織を変えたり破壊のためには使用することができない゛
。

複雑な社会においては、循環器系疾患は大きな問題であ
る。毎年循環器の病気で死亡するアメリカ人は５０万Å
以上であると推定される。

死亡しないまでも、さらに３５０万人が循環器疾患で程
度の差こそあれ苦しんでいる。とりわけ深刻な問題は、
動脈硬化等、脂肪が血管に蓄積または堆積して進行性の
血管遮断をひきおこすことである。蓄積した物質はまず
血管を狭窄して血液の流れを次第に細め、最終的には血
流を全くさえぎってしまう。

閉塞した又は狭窄した血管に対処するため、多くの装置
や方法がこれまで提案されてきた。

ある方法では、バルーンを狭窄した血管の中に入れてふ
くらませ、沈積物を血管壁に押しつけて開口部を拡げる
。この方法は血管の狭窄が余りひどく進行していす、開
口部がふくらます前のバルーンを入れるだけの広さを残
している症例にかぎられる。また、沈積物が・石灰化し
て硬化している場合には、血管壁におしつけることは出
来ない。この方法は、完全に閉塞した血管には、もとよ
り使用不可能である。血管壁に半径方向の応力を加える
ので、血管壁に過度かつ恒久的な変形を生ぜしめ、ひい
ては脆弱化につながる。

それ故、従諜技術の欠陥をもたず、かつ、患者の体内の
部位に局部的な熱を効果的に発生させることのできる方
法と装置が切望されている。このような装置が提供する
熱は、完全に遮断された血管内であっても、出血を止め
たり体の組織や物質を血管内からとり除くために使用す
ることができる。こうした装置においては、電流を使用
せずに急激に熱を上昇させる必要がある。また装置は十
分に小さく、患者の体の中の血管のような管腔や体腔の
中に入れることができるものでなければならない。また
発生した熱は、短時間にかつ正確に計測できなければな
らない。本発明は、こうした条件を横すものである。

光」ドロ１１ 本発明は、患者の体の部位に局部的な熱を加えるための
医療用装置、システム、方法に関する。本発明に従って
与えられる局部的な熱は、出血を止めるために病巣を焼
灼すること、血管からクロットをとり除いたり、動脈硬
化性沈積物をとり除いたりすること等、いくつかの目的
に使用できる。発生した熱は、閉塞した血管中に開口流
路をあけるためにも使用できる。

本発生を具現する医療用装置は、一般に、細長い電磁エ
ネルギー伝達導管又は部材の末端にとりつけられた熱発
生部材をもつ。導管は、単線で弾力的な石英オプチカル
ファイバーが好ましい。レーザー等の強烈な光の光源か
ら可視光の形で発生した電磁エネルギーは、導管を通っ
て伝導され、発熱部材の受光面に照射される。光は、こ
の部材により熱に変換される。その後に該部材を患者の
体内にあるクロットや沈積物や組織と接触させ、溶解、
除去、破壊により該物質を変える。発熱部材は、外側表
面が丸味をおびており、導管内の対応する溝に受けられ
るような突起部等の係止部により導管上に保持される。

エネルギーを発熱部材に伝達する手段に光を用い電流は
一切使用していないため、患者に危険を与えるような電
流は一切ない。また、光をオプチカルファイバーに通す
方が同じ太さの電線に電気を通すよりも、ずっと多くの
エネルギーを伝達することができる。レーザーからの強
烈な光を使用することで、かなりの量のエネルギーを早
急に発熱部材まで伝達して急速に加熱することができる
。これにより、電流の存在、部材の加熱が比較的時間が
かかる等の電気システムに特有の問題を回避することが
できる。

本医療装置の一つの実施例においては、細長い案内線を
管腔内に選択的に位置させ発熱部材と連結させている。

発熱部材の一方の側の端部にはたとえば穴やスロット等
の細長い流路を含み、光伝達導線にそっておかれた外部
案内線を滑動自在に受けるようにすることもできる。光
伝達ファイバーのついた発熱部材は、管腔中の選択され
た部位に到達するまで案内線ぞいに滑動させることがで
きる。そしてそれから光源を作動させ、発熱部材により
発生した熱を管腔の接触部位に加える。

本発明医療装置の他の実施例は案内線があってもなくて
も使用することができ、発熱部材は中央穴又は開口部を
もち発熱部材に伝達された光の一部を開口を通過させて
、直接に閉塞している沈積物の選択された位置に衝突さ
せる。この形態の発熱部材では、放射エネルギーと熱エ
ネルギーの双方を逐次又は同時に管腔または管腔内の障
害に加えることが可能である。

発熱部材は、断面が楕円であってもよい。

このような断面であると管腔内に入れやすく滑動させや
すい。楕円の断面であると、発熱部材の末端に蓄積する
繊維物質を最小限にとどめることもできる。

発熱部材は、部材中に発生する気体を部材外ににがすた
めのベント又は逃し弁をもつこともできる。ガスの逃し
ポートは発熱部材が光伝達ファイバーに接続している部
材に近接して位置させることができる。

医療装置はシステムの一部として使用することもでき、
システムには他に、発熱部材の温度を血管中の沈積物等
を軟化させるに十分な迄上昇させるに十分な光エネルギ
ーを出すことのできる光源と、部材に温度をモニターす
るために光伝達導管に接合させた温度センサー手段を含
む。光源としてはレーザーが好ましく、温度センサとし
てはパイロメータが好ましい。しかし、その他の手段も
使用することができる。レーザーは作動させて高い光パ
ルスを発生させ導管を通す。導管により光は発熱部材の
受光表面上に照射され、そこで光エネルギーから熱に変
換される。レーザーの作動を停止すると、熱くなった部
材からの光又は輝きが光伝達導管を通じて送り返される
。

この輝きはパイロメータにより変換して、温度の目盛を
読んだり計測に使う。

本医療装置には、光伝達導管を載置する細長い管がつい
ている。発熱部材は管の末端を超えて延びているので、
加熱するべき組織や沈積物と接触させることができる。

管は導管を望ましい位置に案内し血管に近づく上でを効
である。管の外側には膨張させることのできるバルーン
等血流を選択的に停止させることのできる血流遮断手段
がついていてもよい。

管で限定される通路を通して、生理的食塩水、放射能不
透過性液、二酸化炭素等の流体を入れることもできる。

血管又は管腔中の観察を可能にする検分システムを医療
装置の一部として、具備することもできる。検分システ
ムは一般に、発熱部・材と接触する筈の組織や障害を見
ることのできる管に載置された、オプチカルファイバー
の束を含む。管が形成する通路に清潔な洗浄流体を入れ
て、視界をよくすることもできる。

本発明のさらに他の実施例によれば、サーマルバリヤー
を発熱部材又は端部と細長い管又はカテーテル本体との
間に挿入することができる。サーマルバリヤーは、端部
からの熱の流れを妨げる。このため、端部を加熱するに
必要なエネルギーの量を節約することができる。

サーマルバリヤーは、セラミックで形成することができ
る。また金属で形成することもできる。

金属製バリヤーは、末端部とカテーテル本体の間に位置
する薄い金属製シリンダーを含む。薄い金属は、端部よ
りの熱の流れを妨げる。スリーブは、複数のガス逃し開
口部をもってもよい。

金属バリヤーは、コイルバネで形成することもできる。

バネで形成すると、弾性があるので、端部の管腔中での
動きを助ける。気体はバネのコイルの間から逃がすこと
ができる。

実際に使用する際は、この医療装置は、たとえば装置の
末端部を血管中に位置させることによって、患者の体内
に挿入する。この部材を次に狭窄部等の部位と接触させ
て、光エネルギーを導管を通して伝達し急速かつ、少く
とも狭窄の一部を軟化させ開口するに充分な種部材が狭
窄部に近づき前方に押しすすめられるにつれて、加熱す
る。好ましい一つの形態によれば、血流は膨張させたバ
ルーンにより停められ、放射能不透過性液を血管中に注
入し狭窄と装置の位置を蛍光透視装置で観察する。たと
えば二酸化炭素等の生理的に適合する気体の気泡を、光
の伝達と付随する加熱に先立って、部材近（で血管中に
注入することもできる。これにより、部材が液体や血液
と接触しなくなり、熱の散逸を防ぐことができる。

血管障害を取りのぞき狭窄した血管を再び切り開く方法
も、提供される。この方法は、次の工程を含む。

発熱部材を血管システムを通して動かし狭窄部と接触す
るように血管内の選択した箇所に位置させること、 細長い光ファイバーの伝達部材を経由して電磁拳放射エ
ネルギーを発熱部材に伝達すること、 放射エネルギーによって発熱部材を加熱すること、 発熱部材の円周部から熱を該部材と接触している狭窄部
の対応する円周部へ導くこと、発熱部材を狭窄部中を滑
動させて血管を切り開いて流路をつくること、 である。

本発明のその他の多くの利点と特徴は、以下の好ましい
実施例についての詳細なる記述と添付の図面、フレイム
をよめば、本分野の専門家には明らかとなろう。

（好ましい実施例の説明） 本発明は多数の異なる形態で具現できるものであるが、
以下の図面と説明では、好ましい実施例について記述す
る。

本明細書の開示は本発明の原理を例示的に示すものであ
って、本発明を図示した実施例を限定する意味は一切も
たない。

本発明は、患者の身体のある部位に局部的な熱を送り加
えるための医療用装置に関する。

該熱は、出血を止めたり、体の中の組織や沈積物等の物
体を除去したり変化させたりするために、利用される。

変化する物質は、クロット、脂肪、動脈硬化性のブラッ
ク等の生体組織や沈積物を含む体内にみられる固体又は
半固体である。

第１図と第２図は本発明を具体化する、細長い電磁エネ
ルギー伝達部材１２を具備する医療用装置１０を示し、
部材１２は基部に近い方の端部１４と末端部１６をもつ
オプチカルファイバマイクロ波チャンネル又は導波管で
ある。

部材１２がオプチカルファイバーの場合は、光の形態の
放射性エネルギーを伝達することができる。発熱部材１
８は、ファイバーにより伝達される光又は同様の放射エ
ネルギーが部材により吸収され、熱に変換されることが
できるように、部材１２の末端部１６にとりつけられて
いる。光は導管の末端部１Ｂから放射され、部材１８上
の受光表面２０により受けられ集められる。部材１８は
、導管１２の末端にとりつけられるのが好ましく、後に
より詳細に説明する適当な手段により定位置に保持され
る。部材１８を導管１２上に直接とりつけることにより
、光が妥当に伝送され部材が導管から部材が脱れないよ
うになる。

導管１２は、オプチカルファイバー装置に使用されてい
るような単線で弾性があり光を伝達するファイバーであ
り、通常外周直径が約１ミリ以下である。単線のファイ
バーは一般に剛性をもつので、沈積物や組織を圧迫する
のに都合がよい。患者の体の部位により、フアイバーの
太さは大小してよい。通常、単線の光を伝達するファイ
バー１３は、クラッド２８により囲まれたコア２２をも
つ。クラッド２８により生ずる内部反射は、光が末端部
１Ｂで存在するようにファイバー１３の発散が低いもの
でなければならない。

コア２２は、たとえばシリカ石英のようなガラスより成
る。クラッド２８はシリコーン、プラスチック、シリカ
などより成る。コア２２とクラッド２８の直径はあわせ
て約０．５ミリ〜約１．０ミリである。末端部１Ｂに存
在する光のほぼ全量が前方に導かれ、受光面２０により
吸収される。これにより熱を必要とする発熱部材１８の
前方端で熱の大部分を発生させ、ファイバー１３にとっ
て不都合な部材の後部での熱を最小限にとどめることが
できる。

コア２２とクラッド２８を保護するために、ファイバー
にはジャケット２Ｂがあり、これはり・ラッド２８の周
囲についており、樹脂コーティング２４により定位置に
固定される。外部ジャケット２６は通常ポリエチレンや
ポリテトラフルオロエチレン等の弾性プラスチック材か
らつくられている。このことにより、弾性があり表面が
滑らかになるので医療用装置の操作が容易になる。オプ
チカルファイバーの束状のものは、個々のファイバーの
間にある接着剤が、束を溶解することな（伝送可能な光
の量を制限するので、好ましくない。

導管１２は、障害物を貫いて発熱部材１８を押し進める
ために管腔に沿って導管をおすことが出来石ように、た
わみ性をもちかつ十分な弾性をもたねばならない。かか
る導管の好ましいものは、ニューシャーシー州プレイン
フィールドのクォーツ・プロダクト・コーポレーシヨン
が商標Ｍｅｄ４００を付して販売するもので、コア直径
は０．４ミリである。

発熱部材１８の前方部はその外表面がほぼ円形をおびる
のが好ましく、これにより機械による室孔の危険を最少
限にとどめる一方で、軟かな本体部材中に部材を押し込
み、これを貫通させることが出来る。発熱部材は、ファ
イバーの軸に対して偏心していてもいいし、楕円であっ
ても、総じて三日月形であってもよく、所望の形態をと
ることができる。このような偏心または楕円の膨軟を回
転させると、障害物の中を貫いてより大きな流路をあけ
ることができる。三日月形の部材にすれば、流体を通過
させつつ部材の向う側を観察することができる。

部材１８は外科用ステンレススチール等金属製であるこ
とが好ましいが、金属やセラミック等の熱の伝導がよく
断熱性の物質を組合せてつくってもよい。内側の受光面
２０は、たとえば酸化等の処理をして、部材１８による
光の吸収を更に増すために放射率を約０．９５以上に高
めるのが好ましい。このほか、面２０をランプブラック
またはカーボンブラック等放射率の高い物質で被覆して
処理してもよい。発熱部材１８の外面は、組織から剥れ
やすくするためにポリテトラフルオロエチレン等のノン
スティック、剥離性の表面で被われているのが好ましい
。ポリテトラフルオロエチレンは通常約３００度（Ｃ）
以下の温度の作業に使用される。

導管Ｉ２の末端部１６は、発熱部１８の後部により限定
される孔３０中に受けられ位置している。

部材１８は、接着剤、適当な係止手段又はその両者の組
合せ等の適当なとりつけ手段により末端部１６上に保持
される。係止手段は、導管１２が限定する、対応する溝
３６中−に受けられている部材１８上の、少くとも１ケ
の内側にのびる周縁リッジ３４であるのが好ましい。溝
３６はジャケット２Ｂ中にのびていなければならないが
、コア２２やクラッド２８の中まで延在してはならない
。エポキシ硬化樹脂等の接着剤は、リッジ３４が溝中に
押しばめられている間、部材１８を導管１２上に保持し
ておくために用いられる。接着剤によっては高熱下で効
力を失うものもあるので、係止手段をバックアップとし
て使って部材が定位置に固定されるようにする。

発熱部材１８は、使用中に中が焼けてしまわないように
十分な質量をもつ。しかし、加熱の速度を実質的に下げ
るような質量であってはならない。このため、光等の放
射性エネルギーが衝突する部材１８の前方部分で厚味が
最大になるようにおくと都合がよい。ファイバーの末端
部１６と部材１８の受光面２０との間のスペースを最小
にすると、その他のたとえば空気や液体等の存在も減少
することができるので都合がよい。過度の空気や液体は
発生した熱により膨張するので、逃がす必要が出てくる
からである。スペースがあるならば、１ケまたは２ケ以
上の逃し穴を具備して該スペースと部材の外面と周囲と
導通ずるようにすることもできる。

ファイバーの末端部１６は、受光面２０からコア２２の
直径の２倍以上離れていないことが好ましい。コアが約
０．５ミリとすると、この間隔は約１ミリ以下である。

このように比較的間隔が狭いので、光をほとんどすべて
受光部面２０の前面でうけて、穴３０の内部側壁上で散
逸しないようにできる。

本医療用装置はシステムの一部として用いるこ七ができ
、第１図に示すように、このシステムはファイバー１３
＜７）近端部１４とつながるレーザー等の光源を含む。

光源は、障害となっている物質を軟化したり組織を破壊
したりするため患者の体温よりも部材１８の温度をあげ
るに足る十分な光のエネルギーを送出できるものを選択
する。システムは、この他、パイロメニタ等ファイバー
の近端部１４に接続された、部材１８の温度を計測する
ための感温手段を含む。光源と感温手段はファイバー１
３の近端部Ｉ４にビームスプリッタ手段４２により接続
されている。該ビームスプリッタ手段４２は、部分鏡や
回転ミラーや可動ミラーシステムであってよい。鏡が第
１位置にある時は、レーザーがファイバー１３に導かれ
る。レーザーの作動を停止した後は、鏡は第２位置に動
かされて、ファイバーの近端部１４から放射されている
部材１８の放射または輝きをパイロメータの方向に導く
。サーモカップルが発熱部材に固定されており、温度を
感知する。

レーザーが発生した光は、発熱部材１８により熱に変換
される。ここで光とは広義に使っており、可視光線のみ
ならず、赤外線、紫外線、マイクロ波放射等をも含む空
間を伝播する電磁放射を指す。レーザーは、温度計測と
同時に起動するのが好ましい。加熱された部材１８の輝
きをモニターするこ゛とにより、異なる金属や非金属の
物質４Ｇの層が部材Ｉ８の前方部分に埋め込んである箇
所で焼は抜けが生じそうなときに、前もって警告を出す
こともできる。

光は、たとえばプラーク沈積を軟化し、出血している組
織を焼灼するなど所定の温度以上に部材１８の温度を保
持するため、ファイバーに連続的あるいは間欠的に送ら
れる。医療・用装置を血管中で使用する際は、組織から
周囲の血管に伝達される熱を最小限にとどめ、かつ障害
となっている物質を軟化・除去する必要があるため、部
材１８の加熱は急速に行うのが好ましい。ゆっくり加熱
すると組織全体にわたって伝わるエネルギーの総量が大
きくなるが、急激に加熱すればエネルギーの総量は少く
てすみ、軟化又は除去すべき物質の狭い部位にエネルギ
ーを集中することができる。

部材はまず加熱し、つまり光の伝達をはじめて後に沈積
物と接触させる。こうすることにより、周囲の組織に散
逸する熱を最小にし、かつ接触する前に部材が高い温度
に到達できるようになる。

第３図は、医療用装置１１０の他の実施例を示す。図中
医療用装置は、沈積物１５４があるために血管の寸法が
比較的せまく狭窄した流路１５Ｇに減少してしまった血
管１５２の中に挿入されている。医療用装置１１６は、
光を伝達する導管１１２と上記のものと略同じ発熱部材
１１８を含む。部材１１８は、沈積物１５４中に比較的
直径の大きい流路をつくり出すため拡大した頭部をもつ
。

医療用装置１１０は、近端部（図示せず）と末端部１８
２をもち、長さ方向に通路ＩＧ４を限定する細長い管１
５８を含む。細長い管１５８は患者の皮膚と筋肉層を通
じて血管まで入れることにより、血管等の管腔に光伝送
導管１１２と加熱された部材１１８を位置させる。導管
１１２は、管１５８の中に滑動自在に受けられており、
管と部材の長手方向に管の末端部１６２をこえて動かす
ことができる。部材は、装置を血管１５２中に入れるに
際して通路１６４中におくことの出来る寸法である。管
１５８をまず血管中に入れ、第２図に示す比較的小型の
加熱した部材を具備した導管１１２を管１５１？の中に
挿入する。

上記に代えて、第３図に示す部材１１８は通路１８４よ
りも断面が比較的大きく障害物中により大きな流路をつ
くり出すようにしてもよい。加熱部材は管１５Ｈの外形
よりも大きくして、部材を繰返し前方に押しこむにつれ
、漸次前進し長い流路をつくるようにしてもよい。

加熱部材の断面が通路ＩＧ４よりも大きいと、部材は血
管中への挿入の間、末端部１６２の開口部に当接するこ
とができる。

限定された環状通路ＩＧ４を通じて放射能不透過性の液
等の流体を血管の中に入れ、堆積物１５４と狭窄部１５
Ｂの大きさと位置を蛍光透視装置で見ることができる。

部材１１８も放射能不透過性であるので、蛍光透視装置
で追跡することができる。導管１１２と管１５８にも長
手方向に放射性のマーキングをして蛍光透視装置で追跡
するようにしてもよい。

管１５８は、管束端部ＩＧ２で管の周囲円周状に位置す
る膨張可能なバルーンＩＧＢ等の血流閉塞手段をもつ。

バルーン１６６は適当なプラスチック材でつくられのが
好ましく、管１５８の厚くなった壁により限定された流
路１６８を通じて二酸化炭素等の流体を注入することに
より膨張させて血管と接触させ閉鎖するようになってい
る。血管１５２が閉塞された後に、生理的に許容できる
洗浄液等の流体を通路ｔｅ４に入れることができる。適
当な液体としては、生理的食塩水、ブドウ糖液、又はバ
ルーンの下流の組織に酸素を与える酸素の入った液体な
どがある。

上述のように蛍光透視装置を用いる研究のために、放射
能不透過液を注入することもできる。二酸化炭素などの
生理的に許容できる気体を通路１８４に注入して部材１
１８を一時的に気泡でとりかこみ、部材からの熱の散逸
を最小にして、血液や放射能不透過液への伝播を防止す
ることもできる。こうすれば、血液にたいする害も予防
できる。気泡や注入した液体は、処置が終了したのちに
通路１６４から吸引することによりとり出すことができ
る。生じた破片があれば、これも吸引時にとり出すこと
ができる。

第４図と第５図には、医療用装置２１０の更に他の実施
例を示す。上記と同様、発熱部材２１８は光伝導導管２
１２の末端部２１Ｂ上にとりつけ・られている。樹脂の
コーティング２２４とジャケット２２６はファイバー２
１３の末端部２１６から前もって剥しであるので、ファ
イバーコア２２２の周囲のクラッド２２８の部分が側面
に開いている。

ファイバーコア２２２の端部から樹脂のコーティング２
２４とジャケット２２Ｂがとり除かれているので、ファ
イバーコア２２２と部材２１８との間に空間が生ずる。

この空間の中の空気は部材２１８とファイバー２１３と
の間の断熱剤として働く。部材とファイバーとの間にお
くのは、その他の適当な断熱材であってもよい。この間
隔と、部材２１８の前方部の受光部２２０上に放射され
た光のほぼ全部を導くことにより、部材２１８から導管
２１２のジャケット２２６への熱の伝導を最小限にでき
る。部材２１８の前方部分から後方部分への熱の伝達を
さらに制約するために、周辺部の切り欠き２７２などに
より一部金属の厚味を減少させてもよい。切り欠き２７
２の部分は金属かうすいため、熱伝導が可能な断面も減
少し、部材２１８の後方部へ向う単位時間当りの熱の伝
達も少くなる。

発熱部材２１８は、ジャケット２２６中の対応する周辺
溝２３６中に入った、一つ又は二つ以上の内側にのびる
リッジ部２３４により導管２１２に係止されている。管
部２５８の末端部２６２は、部材を導管２１２上に保持
するため、発熱部材２１Ｂの後方部とも係合している。

管２５８はジャケット２２Ｂの材料と同じものでつくら
れており、ポリテトラフルオロエチレン等の耐熱製プラ
スチックであることが好ましい。管２５８は長手方向に
沿って通路２８４を限定し、これを通して光伝送導管２
１２が通っている。

発熱部材２１８の後方部は少くとも１本好ましくは複数
の縦溝２７４を限定しており、通路２６４と流体的に導
通している。縦溝２７４は管の末端部２６２とともに働
いて開口部を限定して、二酸化炭素等の流体をそこから
発熱部材２１８の後部のまわりの流路に注入できるよう
にしている。

注入流体は発熱部材２１Ｂの周囲に操作中に発生する破
片を取り除いたり、清掃したりするために有効なだけで
はなく部材２１８の後部を冷却するためにも利用できる
。

発熱部材２１８の細長い構造は、装置２１０をエンドス
コープで限定するチャンネルを通過させる時の操作を容
易にする。発熱部材２１８で限定される穴２３０中に発
生する可能性のある気体物質を取り除くため、部材の側
に穴２３０と導通する逃し弁２７６を具備してもよい。

第６図と第７図は、医療用装置３１０の更に他の実施例
を示す。この実施例においては、医療用装置は、光伝送
導管３１２の端部にとりつけられた発熱部材を含み、導
管３１２は細長い管３５８中に滑動自在に入っている。

膨張可能なバルーン３６Ｂが、管３５８の末端部３８２
に具備されている。管の近端部３６０上には観察システ
ムの一部である接眼レンズ３８０を含むアセンブリーが
とりつけられている。観察システムには、オプチカルフ
ァイバーの観察導管３８２、管３５８にとりつけられた
照明導管３８８、アセンブリー３７８と管の末端部３６
２の双方にとりつけられた公知の適当なレンズ装置を含
む。

導管３１２は管３５８に滑動自在にとりつけられ、近端
部には適切なレーザーと接続するためのコネクター３８
４がある。管３５８は、バルーン３８Ｂを膨張させるチ
ャンネル３６８、管腔内に流体を注入するための吸引通
路３６４をも限定している。通路３６４は、案内線を使
って装置を患者の体内に導く際にも利用できる。

使用に際しては、医療用装置の末端部を患者の体内に入
れてほぼ所望の部位の近（に位置させる。バルーン３［
ｉ８を次に膨張させて血管を閉鎖させる。二酸化炭素等
の清澄な流体又は液体を次に通路３６４に注入し観察シ
ステムから観られるようにする。観察システムの末端部
を洗浄するために、適切な手段をもつようにしてもよい
。こうすることにより、発熱部材３１８と接触させる前
に閉塞箇所を目で見ることが可能となり、また同時に、
発熱部材をひきあげた後にどれくらいの寸法のチャンネ
ルが開いたかを調べることも可能となる。

第８図は、医療用装置４１０のさらに他の実施例を示す
。光導管４１２は細長い管４５８の中に延在しており、
管壁から内側にのびる三つの長手方向リッジ４９２等の
位置ぎめ手段によって、管の中実軸に沿って通路４８４
中の中央に位置ぎめされている。各リッジ４９２は、管
上にバルーンを膨張させるために使用するかあるいは管
の末端部を通して流体を注入するためのチャンネル４６
８を限定する。リッジ４９２は、管４５８の残りの部分
と一体的に押出成形してもよい。

リッジ４９２は導管４１２とその末端部に取付けられた
部材を、中央に位置ぎめして、部材が管腔の中心に向け
られ管壁にふれないようにする。

リッジ４９２は、同時に、導管４１２から管４５８ひい
ては管腔への熱の転移を最小限にする。

導管４１２の周囲の通路４６４を通るために、流体は使
用中に温度が下がる。

好ましいレーザーは、アルゴンとネオジム−ＹＡＧであ
る。Ｍｅｄ４００ファイバーオプチック（コア径０．４
ミリ）で長さが１．８メートルを使って実験を行った。

このファイバーオブチックに装備したステンレススチー
ルの発熱部材は、輪郭が第４図に示すものと同じで、長
さが約９ミリ、直径的１．０ミ’ハ質量約０．１グラム
であった。空気中で、６８ワツトのネオジム−ＹＡＧレ
ーザ−（西独ミュンヘンのメッサーシュミット社製）を
使って、発熱部材の温度を室温から約５００度（Ｃ）ま
で約０．５秒かけて上昇させた。同様にして、空気中で
、８ワツトのアルゴンレーザー（フロリダ州オーランド
にあるレーザーアイオニクス社製）を使って、５秒間で
、発熱部材の温度をベースライン温度の２５度（Ｃ）か
ら８５４度（Ｃ）まで上昇させた。６ワツトアルゴンレ
ーザーを２秒バーストして、発熱部材の温度をベースラ
イン温度である２４度（Ｃ）から２３１度（Ｃ）まで上
昇させた。

レーザーの強度の計測は、ファイバーオブチックの近端
部で、カリフォルニア州バロアルトのコヒーレントラジ
エーシロン社製のレーザーパワーメータモデル２０１を
使って行った。

部材の温度の計測は、コネチカット州スタンフォードの
オメガエンジニアリング社製の皮下サーモカップル、３
０ゲージモデルＨＰＹ−１と、マサチューセッツ州ウェ
イタフィールドのアナロジックコーポレーシｅン製のデ
ジタル温度計を使って計測した。

本装置によるエネルギーの移動についても、血液と水道
水のサンプルを使って実験した。

血液を数人の患者から採血して、血液約７ミリリツトル
を１５％　　ＥＤＴＡｏ、０７ミリリツトルと混合した
。この血液を集めて均一で大量の血液を得られるように
した。容量２．０ミリリツトルの円錐形のポリスチレン
のサンプルカップを二つのグループに分け、それぞれ、
血液０．５ミリリツトルと、水道水０．５ミリリツトル
を注入した。

発熱部材を、サーモ力・ソブル温度プローブとともに、
血液又は水の中に入れた。装置の発熱を調べるために、
アルゴンレーザーを使い１〜６ワツト、１０〜６０秒で
実験を行った。

あるレベルのエネルギーと時間の組合せにつき７点ずつ
のサンプルを使って実験した。各実験のベースライン温
度は、１９〜２０度（Ｃ）であった。

１ワツトの強さのレーザーエネルギーを１０秒間バース
トすると、水サンプルの温度は平均３３度（Ｃ）、血液
のサンプルは平均４６度（Ｃ）上昇した。１ワツトのも
のを６０秒バーストすると、水サンプルは平均５２度（
Ｃ）、血液サンプルは平均６６度（Ｃ）温度が上昇した
。

６ワツトのアルゴン・レーザーを使うと、バースト１０
秒で水のサンプルは平均５２度（Ｃ）、バースト３０秒
で平均８７度（Ｃ）、バースト６０秒で平均９８度（Ｃ
）温度が上昇した。血液については、１ワツト以上の強
さの実験は行わなかった。

第９図は、第１図に概略が示されている医・療用装置ｌ
Ｏの他の実施例を示す。医療用装置５００の末端部分は
、第９図では、拡大部分断面図で示されている。医療用
装置５００のこの部分は、上述のようにして第１図に示
したシステムの残りの部分と接続することができる。医
療用装置５００は、本発明の上述の実施例について使用
されたものとほぼ同一の性質の光伝達ファイバー又は導
管５０２と、導管５０２の末端部５０４から発散する光
線によりエネルギーを与えられる発熱部材５０Ｂとを含
む。

発熱部材５０Ｂは、球状頭部５１Ｂ、本体５１４、−体
内なスリーブ部５０８から成り、これら各部で中央穴５
１２を限定している。発熱部材５０６は末端部５０４に
おいて、スリーブ部５０８内の複数の周辺機械的カシメ
５１２が第２図の係止部３４．３６に対応しめ押しばめ
されることにより、導管５０２と機械的に嵌合している
。望むならば、機械的カシメ５！０により結合されてい
る末端部５０４とスリーブ部５０８の部分とを接着剤を
用いて接着してよい。

本体部５１４の壁の厚味は、底部５１１３の壁の厚味と
同じかそれ以下である。本体部５１４の壁の厚味は頭部
５１Ｂよりうすいので、発生した熱を、第２図の実施例
に関して上述したように頭部５１Ｂにより多（集中する
ようにするのが好ましい。

発熱部材５０６は、オプチカルファイバー５０２と通じ
て放射能や光のエネルギーをうける。

放射能エネルギーは、少くとも穴５０７を部分的に限定
する（単数又は複数の）表面５１８に衝突する。表面５
１８上に衝突する放射エネルギーは、上記に説明した実
施例についての記述のように局部的な熱に変換される。

発生した熱は、主として伝導により絞管障害１５４へ移
転される。

発熱部材５０Ｂは、左右対称ではない。細長いチャンネ
ル５２０が本体部５１４の中部材５０Ｂの長手方向の軸
にほぼ平行に形成される。チャンネル５２０は、側壁５
１４と端５１Ｂに形成された円筒形の穴であってもよい
。また、チャンネルは略Ｕ字形の穴であってもよい。チ
ャンネル５２０は、選択したサイズと形状の弾性のある
案内線５２２と滑動自在に結合し収容している。案内線
５２２は、一般にヒトの血管系内に挿入できるような装
置で使われるタイプのものである。

第９図では、案内線５２２の末端部５２２ａは障害部１
５４をこえて延びている。この障害部１５４が末端部５
２２ａの動きを妨げるようなものであっても、発熱部材
５０Ｂは使用できる。末端部５２２ａの位置がどこにあ
るかということで、本発明は制約されない。

細長いチャンネル５２０は、通常、案内線を患者の選択
した管腔の中に位置させたのちに、弾性のある案内線５
２２と滑動自在に係合させる。次に、発熱部材５０６を
案内線５２２に沿って、チャンネル５２０と案内線５２
２との間の働きに助けられて、滑入させる。位置ぎめさ
れると前述のとおり、放射エネルギーが光導管５０２を
通じて加えられ発熱部材５０６が熱せられる。

発熱部材５０Ｇは、スリーブ部５０８に隣接して本体部
５１４中に形成される気体逃し穴５２４をもつ。穴５２
４は、導管５０２を通じて加熱部材５０６に加えられた
放射エネルギーにより発生した穴５１２内の気体を換気
又は逃すためにある。

穴５２４は穴５１２から流体が加熱部材５０［ｉが入っ
ている管腔の内部へ導通できるようにしている。

逃し穴又は弁５２４は、本体部５１４中の都合のよい位
置に形成することができるが、第９図のように弁５２４
をスリーブ部５０８と本体部５１４との交差位置近くに
おくことにより、比較的熱い気体が周囲の管腔に直接衝
突することなく拡散できる。

第１０図は、第１図の医療装置１０の別の実施例を示す
。第１θ図の医療装置５３０は拡大部分断面図であるが
、第１図の医療用装置ＩＯのその他の部材を結合するこ
とができる。医療用装置５３０は、末端部５３４のつい
た細長い光導管又は光伝達管５３２と、発熱部材５３Ｂ
とを含む。

末端部５３４は、複数の機械的かしめ５４０によりスリ
ーブ部分５３８で発熱部材５３６に接続している。また
、スリーブ部５３８と末端部５３４との間に接着剤を用
いることもできる。スリーブ部５３８は細長い首部５４
１と一体であり、この首部の先はテーパーのついた本体
部５４２になっている。本体部５４２は、球状又は円形
頭部５４３まで続いている。第１θ図に示すように、テ
ーパーのついた本体部５４２は壁の厚味がいろいろ違っ
ており、穴５４４を一部限定している。レンズや窓５４
６等光学的に透過する手段が頭部５４３の中にあるので
、穴５４４の末端を閉じて体液や組織の成分が逆流して
くるのを防いでいる。

窓５４６は、クォーツ、サファイアその他の光学的に透
明な物質でつくられる。頭部５４Ｂ中の開口部又は穴５
５０は、窓５４Ｇと周囲を導通する穴を限定する。窓５
４６は、孔５５０に侵入した体液や物質がファイバーオ
プチック部材５３２の端部５３２ａを汚染するのを防い
でいる。本体部分５４２の側壁の厚味は頭部５４３の壁
の厚味より小さい。

光を伝達するファイバー５３２は、端部表面５３２ａよ
り光又は放射エネルギーを放射し、エネルギーは窓５４
６の表面５４８に衝突する。第１乃至第８図の実施例に
関して述べたように、導管５３２を通って伝達された放
射エネルギーは表面５４８に衝突した時に発熱部材５３
６を加熱する。表面５３２ａより放射されるＲで示す光
線等放射エネルギーの一部は窓５４Ｂと開口部５５０を
通り直接周囲の管腔内に入る。次に放射エネルギーＲは
、障害物１５４の表面１５４ａ上に衝突する。熱と放射
エネルギーが順次又は同時に障害物１５４に加えられる
ことによりプラークが軟化あるいは焼灼し、発熱部材５
３６の進行が容易になる。

穴又は開口部５５０を追加することにより、光又は電磁
エネルギーのみならず熱エネルギーも、取り除きたいと
思う障害物１５４に順次又は同時に加えることができる
。開口部５５０の寸法を制御することで、この部位に直
接加えられるパワー又はエネルギーの量を制御すること
ができるようになる。

発熱部材５３Ｂは、気体弁又は穴５５２を含む。

弁又は穴５５２は中空の発熱部材５３６の本体部５４２
を貫いて延在している。弁５５２は、穴５４４中に発生
するおそれのある気体の逃し開口部である。

第１θ図に例示した実施例においては、開口部５５０の
直径は約ｏ、ｏｓｏインチ（０，２０３ｍｍ）程度であ
る。穴５５２は、発熱部材５３Ｂの長手方向軸にたいし
て約４５度の角度であるのが好ましい。

穴５５２の直径は、約０゜００フインチ（０，０１８ミ
リ）であるのが好ましい。

第１１図は、第１図に概略が示された医療用装置ＩＯの
さらに他の実施例を示す。医療用装置５Ｈの末端部５６
０は、第１１図では拡大部分断面図として示される。本
医療用装置５８０のこの部分は上述の第１図に示す装置
の残りの部分に接続することができる。医療用装置５６
０は、本発明の前述の実施例に用いられたものと略同じ
性質をもつ光伝導ファイバー又は導管５Ｇ２と、導管５
６２からその末端部５６６において放射される光線によ
り励起される発熱部材５６４とを含む。

発熱部材５６４は楕円形状で、曲った頭部５６８、と球
状本体部５７０とから成り、この本体部５７０は先が細
くなって一体的にスリーブ部５７２まで続き、中央穴５
７４を限定する。発熱部材５６４は、第２図の係止部３
４と３Ｂとに対応してかしめられるスリーブ５７２中の
複数の周辺機械的かしめ５７６により、その末端部５Ｇ
Ｇにおいて機械的に導管５６２に結合している。望むな
らば、機械的かしめ５７Ｂで結合した末端部５６６とス
リーブ部５７２の部分との間に接着剤をつけてもよい。

頭部５６８の壁の厚味は、本体部５７０の壁の厚味と同
じかこれより少い。頭部５６８の壁の厚味を本体部５７
０のものよりうす（して、発生した熱をより多く本体部
５７０に集中するようにするのが好ましい。断面が楕円
であるので、部材５６４は管部システムを障害のある部
位まで容易に動かすことができる。また、外部表面が平
滑でテーパーがついているので障害物を貫通した出入の
動きも容易にできる。発熱部材・５６４の楕円の断面は
、アテローム（動脈硬化）性組織の癒着を最小にとどめ
られるため好ましい。部材５６４の使用温度を約３００
〜約５００度（Ｃ）の範囲に、理想的には約４００度（
Ｃ）に保持することにより、この種の癒着を最小限にで
きる。

発熱部材５６４は、オプチカルファイバー５６２を通し
て放射又は光のエネルギーをうける。

放射エネルギーは、少くとも穴５７４を部分的に限定す
る端部表面（単数又は複数）５７８に衝突する。表面５
７８上に衝突する放射エネルギーは、前述の実施例につ
いて記述したように、局部的な熱に変換される。発生し
た熱は主として伝導により管腔の障害物１５４へ移動す
る。

発熱部材５６４は、左右対称ではない。細長いチャンネ
ル５８０が部材５６４の長手方向の軸にほぼ平行に本体
部５７０の中に形成される。チャンネル５８０は、側壁
５７０と端部５６８とにあけられた円筒形の穴であって
もよい。また、総じてＵ字形の穴であってもよい。チャ
ンネル５８０は、選択されたサイズと形状の弾性案内線
５８２と滑動自在に係合する。

細長いチャンネル５８０は、患者の選択された管腔中に
案内線が位置ぎめされたのちに、弾性の案内線５８２と
滑動自在に係合される。発熱部材５６４は、チャンネル
５８０と案内線５８２との間の働きに助けられて、案内
線５８２に沿って滑入される。位置ぎめののち、前述の
とおり放射エネルギーが光導管５８２を通して加えられ
、発熱部材５６４は加熱される。この他、案内線と発熱
部材５６４を、導管システムへの挿入以前に組合せるこ
ともできる。発熱部材５６４と組合せた案内線５８２は
、導管システムを通して障害の部位まで移動させる。

発熱部材５８４は、スリーブ部５７２に隣接して本体部
５７０中に形成される気体逃し穴５８４を含む。穴５８
４は、導管５６２を通じて発熱部材５６４に加えられる
放射エネルギーのために穴５７４に発生する気体の逃し
又は換気として働く。

穴５８４は、発熱部材５６４がおかれている管腔へ・流
体が孔５７４から導通できるようにしている。

逃し穴又は弁５８４は本体５７０のいかなる都合のよい
位置に形成してもいいが、第１１図のようにスリーブ部
５７２と本体部５７０との交差地点の近くに形成すれば
、比較的熱い気体が周囲の管腔に直接衝突せず拡散する
ようにできる。

発熱部材の直径は、処置対象の管腔の大きさにより１．
５〜４．０ｍｍの範囲であればよい。

第１２図は、第１図の医療用装置ＩＯのさらに他の実施
例である。第１２図に拡大部分断面図で示す医療用装置
５９０は、第１図の医療用装置１０のその他の部分と接
続することができる。

医療用装置５９０は、末端部分５３４のついた細長い光
伝導又は伝達管５３２と、細長い楕円の断面をもつ発熱
部体５９６とを含む。

末端部５３４は、複数の機械的なカシメ６００によりス
リーブ部５９８で発熱部材５９６に結合している。この
他にスリーブ部５９８と末端部５９４との間に接着剤を
入れることもできる。スリーブ部５９８は細長い首部６
０２と一体的であり、その先はテーパーのついた本体部
６０４に続いている。本体部８０４は、テーパーがつき
、曲がった頭部６０Ｂまで続いている。頭部６０６と組
合したテーパーのついた本体部６０４は、導管システム
を容易に滑動できる平滑な外部表面をもつ。

第１２図に示すとおり、テーパーのついた本体部６０４
は側壁の厚味がいろいろであり、部分的に穴６０８を限
定する。穴６０８は、頭部６０Ｂとスリーブ５９８とに
より部分的に限定されている。

本体６０４の側壁の厚味は頭部６０６のものよりうすい
。

光伝導ファイバー５９２は一端部表面５９２ａより放射
又は光のエネルギーを放射し、このエネルギーは穴ＧＯ
８の一端で頭部６０６内に形成される表面ＧＩＧ上に衝
突する。第１乃至８図の実施例について述べたように、
導管５９２を通って伝達される放射エネルギーは表面６
１０に衝突した時に発熱部材５９６を加熱する。障害物
１５４へ熱を加えることにより、障害物を軟化又は破壊
することができる。

発熱部材５９６は、気体逃し弁又は穴６１２を含む。弁
又は穴Ｇ１２は、発熱部材５９６の本体部６０４を通じ
て延在している。弁６１２は、穴６０８で発生するおそ
れのある気体の逃げ口を形成する。

第１３図は、第１０図の装置の他の実施例である。第１
３図中第１θ図のものと同一の部材には同一の参照番号
をつけである。第１３図の実施例において、中身のワイ
ヤー６２０がスリーブ５３８の端部６２２に前もってと
りつけられている。

ワイヤー６２０は、ろう付け、溶接又は同様の方法でと
りつけることができる。ワイヤー６２０は、ファインー
オプチック部材５３２の特性を変えずに発熱部材５３６
の取扱い特性を最上にしている。

たとえばある工程に「より硬い」手段が望まれる場合は
、ワイヤーの直径の太いものを使用する。ワイヤー８２
０は、治療中にファイバーオプチック部材５３２と発熱
部材５３６が外れてしまう等の予期せぬ出来事の際に装
置をまとめる上で有効である。

第９．　１０．　　ＩＬ　　１２図の実施例は、第３乃
至５、第１３図の構造と組合せることができる。

たとえば、第３図の拡大可能なカフ又はバルーンは、第
９図の実施例か第１０図の実施例のいずれかと組合せる
ことができる。窓５４６と穴５５０は、第９．　１２．
　１３図の発熱部材５０６又は５９Ｇとそれぞれ組合せ
ることができる。前述のいろいろな実施例に関して説明
した気体の逃し弁は、第１Ｑ図の弁５５２に対応する寸
法と方向をもつ。

前述のタイプの発熱部材の常態での熱又は加熱特性を測
定するために、実験を行った。

発熱部材の動態での熱特性を測定するために空中および
選択した組織の中でも、実験を行った。温度の計測は、
各発熱部材にとりつけたサーモカップルを使って行った
。

第１４図は、前述したタイプの発熱部材６５０を示す。

（図示しない）ファイバーオブチック部材を部材６５０
の近端部６５２にとりつけた。

第二のサーモカップルを部材６５０の中間部分６６０に
とりつけた。第１５図は、第１４図の発熱部材８５Ｂと
大体同じタイプを示す。しかし第１５図においては、サ
ーモカップルＧＧ２は近端部６５２に前もってとりつけ
られていて部材６５０の定常態での近端部温度を計るよ
うになっている。

部材Ｇ５０を加熱するために使ったレーザー源はトリメ
シン／レーザー・アイオニクス社のモデル５５５Ａの１
２ワツト連続波アルゴンイオンのレーザーである。この
レーザーを、前述のタイプのファイバーオブチック部材
を通して部材６５０に結合した。サーモカップル６５４
．６５８は（１，０１０”のクロメルとアルメルサーモ
カップルワイヤー（Ｋ型）でつ（った。サーモカップル
のジャンクションは形成したのち、部材６５０の表面に
たいして第１４．１５図に示すように、ＤＤＣ社製の「
ホットスポット」サーモカップルウェルターによってと
りつけた。組織の温度は、オメガエンジニアリング社製
のモデルＨＹＰ−０タイプ「Ｔ」　（銅とコンスタンタ
ン）の皮下用サーモカップルプローブを使って計った。

直接温度の目盛を読むのは、オメガエンジニアリング社
製モデルＣＬ−３００サーモカップル・カリプレータで
目盛をつけた同社のモデル２１６ＢＡ形デジタルサーモ
メータを使った。ツルチックのモデルＶ、−６７２３５
ストリップチャートレコーダを使用して奇形記録をつく
った。サーモカップルの電圧は、シンプソン社製モデル
４Ｅｔｌのデジタルマルチタイマーを、サーモカップル
６５４・６５８と接続して計った。

中間部での定常態での温度を測定するため部材６５０に
対応する５ケの発熱部材をレーザーで励起した。レーザ
ーは、各場合とも対応する末端部６５６で温度が４００
度（Ｃ）になるように調整した。そして、中間部で温度
を計った。記録された中間部分での温度の範囲は、３５
５度〜４２０度（Ｃ）であった。５ケの実験に使った発
熱部材の常態での中間部温度の平均は３９９度（Ｃ）で
あった。

組織サンプル中においた５ケの発熱部材のそれぞれの近
端部６５２で常態温度を計測したが、この場合もレーザ
ーは常態で束端部温度が４００度（Ｃ）になるように調
整しておいた。この組織内熱地図をつくるにあたり、サ
ーモカップルＧ５４．ｅｌｌｉ２は、第１５図に示す末
端部６５６と近端部６５８とにとりつけた。約１　”　
（２，５ｃｍ）の厚味の繊維組織に約３　／　４　”　
（１，９ｃｍ）の深さの横方向の切目をいれた。部材８
５０ととりつけたサーモカップルアセンブリーを、組織
サンプルの切目の中に挿入した。切目は部材６５０の周
りで閉じて二つの止血鉗子で止めた。

次に′サンプルを水中に入れ、サーモカップル８５４．
８Ｇ２を二重チャンネル帯状チャートレコーダにとりつ
けた。レーザーを、末端部６５６が４００度（Ｃ）に達
するまで、連続波モードで励起した。レーザーエネルギ
ーは、次に、末端部６５６での温度が４００度（Ｃ）に
保持されるように変調した。近端部の対応する平衡温度
を次に計り記録した。五通りの実験の結果を、第１５図
に示す。近端部温度の平均は、８３度（Ｃ）であった、 発熱部材６５０の末端部６５Ｂの常態温度は、中間部６
６０のそれと殆ど同じであった。しかしながら近端部８
５２の常態温度は可成り低く、これは発熱部材６５０の
軸に沿った材料分布によるものであった。発熱部材６５
０の設計では、熱エネルギーが中間部６６０、末端部６
５６に集中するようになっており、貫通、引き出しを効
率的に行う一方で近端部６６２を比較内冷たくしておく
ことができる。

その他にも実験を行い、電力レベルを変えて部材６５０
の大気中での動態温度反応を調べた。

サーモカップル１ｌｉ５４．Ｇ５８をストリップチャー
ト・レコーダのインプットに装着して実験を行った。レ
コーダのベースライン基準は雰囲気温度、この場合は２
５°Ｃ１にあわせて調整し、１．０ｍＶとした。大気中
、組織内での測定を行うため、１００ＩＩＩＶフルスケ
ールの範囲をもちいた。

電圧→温度変換にはＮ、Ｂ、Ｓ、サーキュラ−＃５６１
の代りに最新の基準表を用いた。チャートの速度は８　
ａｍ／分とした。

大気中での部材８５０の実験では、曝露・冷却時間を１
分とした。インプット電力は、０．５ワツトずつ、０．
５ワツトから８ワツト迄増加させた。

第１６図に大気中での１．５ｍｍ発熱部材６５０を用い
て得たサーマルレスポンス曲線を示す。表Ｉに各電力値
毎の平衡温度と立上がり時間の平均値を示す。

第１６図から明らかなように、発熱部材が大気中に平衡
温度に達する所要時間、更にベース温度ば戻る時間は、
数秒台である。末端部の温度は０．５ワツトで１９１’
Ｃから８ワツトで１０４０°Ｃとなり、立上がり時間は
１１．０秒から２．８秒にわたった。各値を表■に示す
。第１６図に示したように、大気中では、発熱部材６５
０へのインプット電力を増加させてやると、安定した低
い末端温度から、安定した高い末端温度へと部材の温度
は変る。

表　　　工 １．５ミリ発熱部材の大気中のサーマル・レスポンス・
データ ｐ、　　　　　　　　　　　　Ｔ、　　　　　　　　　
　　　　Ｔ、０．５　　　　　　　　１９１　　　　　
　　　　　１１，０１．０　　　　　　　　３４２　　
　　　　　　　　８．１１・５　　　　　　　　４８５
　　　　　　　　　　７．４２．０　　　　　　　　５
８０　　　　　　　　　　５．７２．５　　　　　　　
　　Ｇ７８　　　　　　　　　　　Ｇ　、２３．０　　
　　　　　　７５８　　　　　　　　　　５．５３．５
　　　　　　　　８０２　　　　　　　　　　４．７４
．０　　　　　　　　８３７　　　　　　　　　　４．
５４．５　　　　　　　　８９３　　　　　　　　　　
４．０５．０　　　　　　　　９２４　　　　　　　　
　　３．４５．５　　　　　　　　９５４　　　　　　
　　　　３．１６、０　　　　　　　　９７２　　　　
　　　　　　３．ＯＧ　、５　　　　　　　　９９２　
　　　　　　　　　２．９７．０　　　　　　　　１０
１１　　　　　　　　　　２．８７．５　　　　　　　
　１０２５　　　　　　　　　　２．５８．０　　　　
　　　　１０４０　　　　　　　　　　２．８Ｐ　＝イ
ンプット電力。単位　ワット Ｔ、＝平衡時の束端部温度。単位　摂氏Ｔ　、　＝Ｔ、
　　の６３バーｔントに到達する時間。単位　秒上記デ
ータは、５個の同一発熱部材について実験を行って得た
結果の平均値である。

更に実験を行って、組織を水中においた際の部材６５０
のサーマル・レスポンスを測定した。

本実験で組織を水中においたのは人体内での条件をシミ
ュレーシロンしたからである。本実験のｌ的のためには
、サーモカップル接合部近くのサーモカップルのリード
線の露出部分には絶縁被覆を施して、湿気によるショー
トを避けるようにした。厚さ約２〜２．５ｃｍの繊維組
織を用いた。サーモカップルのリード線を針に装着し、
部材６５０の末端部６５６表面が組織と接触する迄、通
した。それからリード線を針からはずし、ストリップチ
ャート・レコーダに取りつけた。組織サンプルと部材８
５０を水中下にしずめ、レーザーを作用させた。部材６
５０の接触圧はオプチカル・ファイバーの弾性で制御し
、部材６５０が組織内を進む際の速度を自から規制する
ようにした。部材６５０が完全に組織内を通ってしまう
と、これによりできた通路を通って引き戻した。こうし
て通す度に、部材６５０を大気中で起動し、表面につい
ている屑があれば焼ききるようにした。

組織の温度は、氷点基準点を組み込んだディジタルサー
モカップルにｒＴＪ型（銅−コンスタンスン）皮下サー
モカップル・プローブを用いて測定した。部材６５０に
相当するいくつかの発熱体を上記方法を用いて組織サン
プル中を通した。その上でインプット電力を調整し、末
端部６５６での温度が摂氏４００度になるようにした。

それから組織サンプルに、皮下サーモカップルを刺し、
サーモカップルと部材６５０を接触させた。サーモカッ
プルのプローブを約１．５ミリ引き戻し、部材６５０を
作動して、・この点での数字を記録した。

第１７図に上述した通り組織内に発熱体６５０を貫通さ
せた時の末端部でのダイナミック温度の変化を示す。第
１７図で明らかなように、末端部での公称、推奨値摂氏
４００度では、水中の切除組織の条件でのインプット電
力は、典型的には約９ワツトであり、■、５ミリの発熱
部材を用いた時の立上がり時間は約１１秒であった。

（立上がり時間は、最終温度４００度（Ｃ）に、到達す
る時間の６３％であることに注意のこと。）第１７図で
は、水中で組織内に部材を貫通させる時にみられる末端
部の温度変動を示す。

末端部１５６の温度は、末端部６５Ｂを組織内へ押しこ
むにつれて急速に１００度（Ｃ）迄上昇するのが常であ
る。末端部表面と組織との間の湿気が蒸発すると、束端
部温度が上昇しはじめ（点Ａ）、末端部が組織内に進入
するにつれて上昇を続ける。末端部６５６の表面温度上
限は、発熱体へのインプット電力で決まる。末端部６５
６が組織片の他方の端部に近づくにつれ、温度は下降し
はじめ（点Ｂ）、末端部［ｉ５Ｂが水に接触すると（点
Ｃ）、温度は急激に１００度に戻り、レーザーが切れる
。この場合に、末端部６５６の表面温度は急速に雰囲気
温度にまで達する。第１７図の第２領域にには、組織サ
ンプル内で新しくできたチャンネル内を通じて発熱体を
引き抜く際の末端部６５６の温度変化を示す。

貫通時間は、９ワツトの時に２５秒であった。

第１７図に示した温度変動は主として、組織水分、組織
にかかるプローブの圧力、前進速度などの影響をうける
。

実験を行って動脈壁に対する医療装置の効果を調べた。

これらの実験の結果で特にめざましいものは、動脈によ
って得られる相対的な断熱効果であった。装置を用いる
と大幅な温度勾配が動脈壁に存在することがわかった。

この意味するところは、本発明による装置を用いて動脈
内の閉塞物を除去することができ、かつ周辺組織に与え
る影響は最小限にとどめることが出来るということであ
る。

本発明の実施例である医療装置を用いて血管のような管
腔の内部に局部的な熱を伝えることができる。熱を用い
てクロットをとかしたり、血管内のプラークや脂肪沈着
を軟かくして除去することができる。加熱した部材で沈
積物を軟らか＜シ、部材がプラーク中に圧造されてすす
み、狭窄部内の路を拡げたり、または閉塞中に道をつけ
ることがある。この結果比較的平滑で、使用した発熱部
材の寸法によって支配される均一の直径を有するチャン
ネルをつくることができる。かかる平滑で均等なチャン
ネルの場合はクロット形成と組織再生は最小に抑えるこ
とができる。同一の閉塞物または狭窄部中に一連の通路
をつくって更に大きな通路を得ることもできる。

動物実験の結果 体重８２ポンドのシェパード混血の雄大の大腿動脈と頚
動脈に両側性切開を行った。上述した端部にステンレス
スチール製発熱剤を装着したＭｅｄ４００ファイバーを
動脈内に挿入し、右大腿動脈内にマーカーとしてつくっ
た３つの縫合部の内２つの傍においた。６ワツトでアル
ゴンレーザーを５秒バーストさせた。

動脈と発熱部材の温度上昇を同じ動脈について別個に測
定した。発熱部材に隣接する動脈壁内においたサーモカ
ップル・テンペラチュア・プローブはレーザーを使用後
ベースライン温度３１．５度（Ｃ）だったのが４４度に
なった。第二回目の実験では発熱部材の温度をレーザー
使用後に測ったところ、ベースライン温度３４度（Ｃ）
であったのが６６度（Ｃ）になった。

左大腿動脈についてもアルゴンレーザーを使って６ワツ
トで同様な測定を行ったが、バーストは２秒でやった。

最初の実験では動脈壁の温度がベースライン温度の３２
度（Ｃ）から３６度（Ｃ）まで上昇した。第２回目の実
験では、動脈中の部材の温度はベースライン温度の３２
．５度（Ｃ）から最終温度４７度（Ｃ）まで上昇した。

これよりわかるように、動脈はすぐれて高い断熱性をも
つので、周囲の組織を保護できる。

発熱部材の効果を動脈壁そのものについても、調べた。

頚動脈を露出して各動脈１本につき三通り、別々の実験
を三つの部位について行った。各測定につき、温度プロ
ーブは血管の中に位置させ、発熱部材に隣接する血液の
温度を計るようにした。動脈の外径の計測は、レーザー
をかける前後に行った。

最初のシリーズでは、右の頚動脈中の血流を部材の上方
と下方で巾着縫合を行って止め、沈積による完全閉塞を
シミュレートするか、またはバルーン等の血流閉塞手段
を使って止めた。これらの実験の結果を第■表に示す。

１秒バーストの測定は、熱上昇中のスパイク現象による
かプローブの位置が適当でないことによる計測誤差と考
えられる。

第 ■表 第ｍ表 ５．２ ５．２ ５．３ ５．１　　　　８９　　　　４．１ １　　　　　３８　　　　５．０　　　　３８　　　　
５．１２　　　　　３７　　　　　５．０　　　　３６
５．０３　　　　　３３　　　　４．８　　　　４０　
　　　４．９同様の実験で、 使って加熱した。

巾着縫合はせず、 トでセットした。

左頚動脈を露出し、部材を 今回は血流を閉塞するのに アルゴンレーザーを６．４ワツ 結果は第■表に示す。

犬の動脈を使った上記の研究かられかるように、発熱部
材は動脈を広範囲に傷めることなく、脂肪等の沈積物を
軟化させるに十分な温度まで加熱できる。さらに、動脈
壁が断熱性が高いので周囲の組織に与える外傷も相当減
少させることがわかった。

前述のタイプの発熱部材を使用しての生体内の動脈硬化
性の障害物の溶解を評価するために、犬とウサギを使っ
てアンジオグラフィ−を行った。前もって有意な動脈硬
化をおこしておいたニューシーラント種の白ウサギ２４
羽を使って、実験をした。それぞれ４００ミクロンの光
伝導性のコアをもつ０．２ｍｍのファイバーオプチック
部材に、前述のタイプの発熱部材をつけた場合とつけな
い場合とを調べた。

発熱部材をつけないファイバーオプチック部材を高度な
回腸狭窄の部位にとりつけて、ウサギ１２羽について実
験した。このグループのウサギについては、近端部に接
続したレーザーにより発生した光をファイバーオプチッ
ク部材の末端部から放射させ、血管中の閉塞部に衝突さ
せた。１秒につき１ワツトのエネルギーのパルスが、フ
ァイバーオプチック部材の末端部から送り出された。

末端部に前述のタイプの発熱部材をとりつけたファイバ
ーオプチック部材を使って、つ２サギ■２匹における高
度の回腸狭窄部位について、実験した。このグループに
関しては、レーザーで発生させた放射エネルギーを使っ
て前述のとおり発熱部材を加熱し、発生した熱は主とし
て伝導により血管内の閉塞部へ移動された。２秒間で６
ワツトの１５エネルギーのパルス三つが、ファイバーオ
ブチック部材に送り出された。

上記実験の双方において、間隔を１センチあけた二つま
たは四つの部位にたいして、ファイバーオブチック部材
を前進させながら、レーザーパルスを加えた。実験の結
果、発熱部材の使用により血管の流路を拡大させるのに
成功したことがわかった。実験に使ったウサギ１２羽の
内８羽において、治療前の狭窄のパーセント平均は、６
８パーセントであった。

これは各症例においてかなりの閉塞があることを示して
いる。発熱部材を使って治療したのち、狭窄の平均パー
セントは、１３パーセントに下がった。これは閉塞とし
てはかなり低度のものである。一方、血管の狭窄の減少
は放射エネルギーを直接加えて治療した１２羽のウサギ
のうち２羽のみで見られた。減少割合も５０％から３０
％へと、少なかった。血管の室孔は、放射エネルギーを
直接あてて治療したもの１２羽について９例見られたの
にたいして、発熱部材を使って治療したものについては
１２羽中１例発生しただけであった。

この二通りの実験結果を組織学にくらべると、さらに著
しい差がみられる。直接放射エネルギーをあてたウサギ
には、局部的ではあるが深いレーザーによる傷が血管壁
上にみられた。傷は内膜を通して中膜に及ぶ広範なもの
であった。局部的であったのでレーザーによる傷は管腔
内ではわずかじか増加しなかった。また、このように治
療した１２羽のウサギのうち１０羽に、かなりの量の血
栓の形成がみられた。

これにたいして発熱部材で治療したウサギの血管は、血
管の内周のまわりで閉塞がより平均的に減少した。これ
は発熱部材の周囲で熱エネルギーが円周に沿って平均に
配分されているので血管の内側表面の周囲のより大きな
部分に伝達されることによる。直接放射エネルギーを当
てた症例にくらべると、見られた血栓は小さかった。こ
のようにして治療した１２匹のウサギの熱の効果ゾーン
は内膜に限定されていた。中膜や外側の弾性層と外膜に
は、傷害はみられなかった。この実験結果については、
「実験的血管形成：レーザープローブを使ったレーザー
熱エネルギーの円周上配分」と題する５ａｎｂｏｒｎ等
の論文で報告されている（Ｊ′ｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　ｔ
ｈｅ　Ａｍｅｒｉｃａｎ　ＣｏＣｏ１１ｅ　ｏｆＣａｒ
ｄｌｏｌｏｇｙ　ｖｏｌ、５．　Ｎｏ、４）　　この論
文を引用により本明細書に含める。

５頭の大型雑種犬（２２−２５ｋｇ）を使って、同様な
実験をした。結果は、前述のウサギを使った実験で見ら
れた結果に沿うものであった。

犬の内１頭では、第２図の部材１８等のように発熱部材
がファイバーオプチック部材１２の直径とほぼ同一の直
径をもつものよりもかなり大きいもの、たとえば第３図
の部材１１１　を使って閉塞部位を治療した。この例で
は、０．８ｍｍのファイバーオプチック部材に直径１．
５ｍｍの発熱部材を固定した。その結果あけられた流路
は、発熱部材をつけないファイバーオプチック部材を使
ったもの、およびファイバーオブチック部材とほぼ同じ
直径の発熱部材をつけたものを使ったものにくらべて、
広かった。この実験結果は、　「ホット・チップ：レー
ザーによる血管開成」と題するＡｂｅｌａ等による論文
に報告されている。（Ｌａｓｅｒｓ　ＩｎＳｕｒｇｅｒ
ｙ　＆　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　ｖｏｌ、５．　ｐｐ３２７
−３３５．１９８５年）　この論文を引用して本明細書
に含める。

実験の結果、発熱部材が操作温度４００度（Ｃ）程度の
時最善の結果が得られることがわかった。この操作温度
は、全部ではないとしてもほとんど全ての動脈硬化性プ
ラークを消失させるに十分高い温度であると思われる。

上記の発熱部材を使った熱血管形成を、ヒトの患者５名
について行い、成功した。４名の患者は、大腿部の狭窄
があった。残りの１名は、膝窩に完全な狭窄があった。

第１２図の部材５９Ｂのような直径２．０ｍｍの楕円の
断面をもつ発熱部材を使った。アルゴンレーザーを使っ
て発生させた６〜８ワツトの２−５秒パルスを繰返し使
って、部材を加熱した。

すべての患者で０．６±０．４ｍｍから１．９±０．２
ｍｍのアンジオグラフィツクな血管径の著しい拡大がみ
られた。その後３人の患者については、バルーン血管形
成を行って腔径の直径をさらに０．３±０．４ｍｍに拡
げた。これにより、熱血管形成が安全かつ効果的な適当
血管形成術であり、バルーン血管形成術に代るものであ
ることがわかる。

本発明による熱バリヤーつきのカテーテル７００を、第
１８Ａ図に示す。カテーテル７００は放射エネルギー人
カポードア０２を含む。入力ポードア０２は、レーザー
源等からの放射エネルギーをカテーテル７００内に支持
されるファイバーオプチック部材７０４へ加えるために
使われる。

カテーテル７００には、案内線入カポ−ドア０６を含む
。案内線入カポ−ドア０６はたとえばその中に案内線を
入れることのできる標準１　ｕｅｒ（原文ママ）ロック
コネクタである。放射エネルギー人カポードア０２と案
内線入カポ−ドア０６は、Ｙ形コネクタ７０８により接
合しである。

Ｙ形コネクタの末端部７１０からは細長い管状部材７１
２がのびており、ファイバーオプチック部材と案内線を
搬持している。挿入した案内線を使って、カテーテル７
００の末端部７］４を丁度閉塞している絞管中にくるよ
うに位置させることができる。管状部材７１２は、弾性
のある円筒形のカテーテル本体部７２０を含む。

第１８Ｂ図は、カテーテル７００の末端部の構造を示す
。第１８Ａ図１８−Ｂ−１８Ｂ面に沿った拡大部分断面
図である。末端部７１４は、管状円筒カテーテル本体部
７２０の末端部７２０ａ上に載置されている。本体部７
２０は細長く、医学用のプラスチックで形成してもよい
。

本体部７２０は、円筒形で軸方向にのびる中央チャンネ
ル７２２を限定しており、その中に、案内線７０６で操
作可能な案内線５２２が延在している。案内線７２２は
、カテーテル本体７２０と心合せしである。

案内線チャンネル７２２の直径は、０．０２０インチ程
度である。案内線５２２の直径は、０．０１４インチ程
度である。

軸方向にのびるファイバーオブチックチャンネル７２４
が案内線チャンネル７２２より、半径方向にずれて配置
されている。チャンネル７２４は、カテーテル本体７２
０の全長にそってのびている。ボート７０２を介して放
射エネルギー源と結合できるファイバーオプチック部材
７０４は、円筒形本体部７２０を連続して通って、加熱
可能な金属カテーテル端又は端点７２８までのびている
。放射エネルギー伝達部材７０４の末端部７０４ａは、
端部７２８中のエネルギー受は表面７２８ａに隣接して
配される。ファイバーオプチック部材を通る放射エネル
ギーは、前述のプロセスに従い金属カテーテル端部７２
８を加熱する。

ファイバーオプチック部材７０４の外径は、３００マイ
クロメーターまたはそれ以下であるのが好ましい。コア
径が２００マイクロメーターで、直径２ＧＯマイクロメ
ーターの部材が好ましい寸法であることがわかっている
。カテーテルの端部７２８は後述するようにカテーテル
７００の本体部７２０に係留しであるので、金属端点７
２８はファイバーオプチック部材７０４の末端部７０４
ａにかしぼめする必要はない。

加熱可能な金属端７２８は、ステンレススチール製であ
ってもよい。端７２８は、管腔内で位置させやすいよう
に、外側が滑かで、テーパーがついている。

本体部７２０は第二の半径方向にずれて軸方向にのびる
チャンネル７３０を具備する。チャンネル７３０は、係
留ワイヤー７３２を存する。係留ワイヤー７３２は、カ
テーテル本体７２０を通して連続的に後方向にのび入力
ポードア０６に達しここで固定されている。係留ワイヤ
ー７３２は、末端部７１４にたいする追加の機械的な接
合をはたす。

係留ワイヤー７３２の末端部７３４は、拡大した係止ノ
ブ７３Ｂまで続いている。ノブ７３Ｂは、円筒金属終端
部材７４０にたいする追加の係止アンカーの役をはたす
。

終端部材７４０は、カテーテル本体７２０の末端部７２
０ａに隣接して配置されている。終端部材７４０は、接
着剤、溶接又は他の適当な手段により本体部７２０に固
定される。チャンネル７２２キ７２４は終端部７４０を
貫通してのびている。終端部材７４０は、カテーテルの
中心線７３８に角度をつけておかれた内側係止表面７４
２を載置している。

この表面７４２には滑動自在かつ係止可能に、加熱可能
な端部７２８の円筒形細長部分７４８上に載置された外
向きに偏心したフランジ７４Ｂが係合されている。フラ
ンジ７４６と表面７４２が係合しているので、終端部材
７４０にたいして加熱可能端部７２８は、強固に係止さ
れる。

終端部材７４０と加熱可能カテーテル端部７２８との間
に、一般に参照番号７５０で示すセラミック製サーマル
バリヤー７５０がおかれている。このサーマルバリヤー
７５０は１円筒形状のセラミックの部材である。

部材７５０は、終端部材７４０に近接しておかれた近端
部７５０ａをもつ。部材７５０は、加熱可能端部７２８
の環状表面７２８ｃに隣接しておかれた末端部７５０ｂ
をもつ。チャンネル７２２と７２４は、サーマルバリヤ
ー７５０をこえて延在する。

終端部材７４０とサーマルバリヤー７５０と加熱端７２
８の三つの部材は、お互いに固く係止されていて、フラ
ンジ７４６と係止表面７４２により一体構造を形成して
いる。

チャンネル７２２の全長にそってのびる案内線５２２を
使って治療すべき管腔内に端７２８を正確に位置させた
のち、プローブの端をファイバーオブチック部材７０４
を経て伝導されてくる放射エネルギーにより加熱する。

サーマルバリヤー７５０は、端７２８からの熱エネルギ
ーの流出を制限する。この結果、端７２８はより早（加
熱され、長く温度を保ち、管腔中の障害物へより多くの
熱を送ることができる。サーマルバリヤー７５０の効果
は、カテーテル端７２８において発生された熱をより正
確に局部にとどめ、これにより血管流路拡大という治療
的効果を高める。

案内線７２２をカテーテル本体７２０と加熱端７２８と
の中心に位置させることにより、案内線７２２上のカテ
ーテル本体７２０と端がより滑動しやすくなる。その結
果、血流路形成ののちカテーテルをとり出しやすくなる
。

第１８８ＩＫに示すように、案内線７２２は、ファイバ
ーオブチック部材が本体部７２０の中心から半径方向に
ずれておかれているので、放射エネルギーの光路中には
おかれていない。カテーテル７００中でより細い直径の
ファイバーオプチック部材７０４を使うと、本体部７２
０の融通性が高２くなり血管システムを通って治療すべ
き腔中の部位までの挿入を促進し、患者の外傷を最小限
にとどめることができる。

第１９図は、カテーテル７００ａ中に使用するす−マル
バリャ−７５０の別の形態７６０を示す。第１９図の実
施例７００ａの各部分は、第１８Ｂ図に同一の参照番号
を付して示したカテーテル７００の各部分と対応するも
のである。

カテーテル７００ａ中３１本体７２０の末端部７２０ａ
はチャンネル７２２よりも直径が大きいチャンネル７２
０ｂを形成している。チャンネル７２０ｂの目的は、セ
ラミックのサーマルバリヤー７６０の近端部７６２を受
けることである。バリヤー７１１ｉ０には通常円筒の中
央部７６４が形成されている。

円筒中央部７６４は、カテーテル本体係合部７６２と一
体的に形成されている。

部分７６２は通常円筒形であり、チャンネル７２０ｂの
直径に対応する直径をもつ。バリヤー７６０は、接着剤
で本体部７２０の端部７２０ａに固定することができる
。

バリヤー７ＧＯの末端部７６６は、中央円筒本体部７８
２と一体に形成されている。末端部７６６には、複数の
軸方向に間隔をおいた、半径方向にのびる係止フランジ
７ｅｆｉａ、７［ｔｂがついている。

フランジ７［ｉＧａ、７１１ｉＧｂは、通常、環状の形
をしている。

放射エネルギー伝達チャンネル７６０ａは、片側に偏心
したサーマル・バリヤー７Ｈを通って軸方向にのびてい
る。放射エネルギーファイバーオプチック伝達部材７０
４はチャンネル７２４ともう一つのチャンネル７６０ａ
を貫通してのびているので、放射エネルギー伝達部材の
端７０４ａを金属チップ７７０に近接して位置すること
ができる。

チップ７７０は表面７７０ａで受けた放射エネルギーを
、管腔の内側の部位を加熱するために熱エネルギーに変
換する。

チップ７７０は、管腔内に位置させやすくし外傷を最小
にするために、外面７７０ｂにテーパーがついている。

金属チップ７７０はその中に同心のチャンネル７７０ｃ
を形成しており、チャンネル７６０ｂと７２２と整合し
ていて案内線５２２に沿った末端部７１０の動きを許す
ようになっている。

加熱チップ７７０は、軸方向に間隔をおいた内側半径方
向にのびる複数のフランジ７７０ｄと７７０８を含む。

半径方向内側にのびる係止フランジ７７０ｄと７７０８
はサーマルバリヤー７６０の外側に向って半径方向にの
びている係止フランジ７６６ａと７６６ｂに近接して配
されている。外向きにのび半径方向にむいているフラン
ジ７６６ａと７６６ｂと、内向きにのび半径方向にむい
ているフランジ７７０ｄと７７０ｅの互いに協働する相
互作用のため、熱バリヤー７６０を加熱チップ７７０へ
恒久的に係止する。

セラミックの熱防止部材７６０は、ペースト状で、加熱
チップ７７０中に形成してもよい。その場合、ペースト
は内側にむかってのびる放射状フランジ７７０ｄと７７
０ｅに隣接するスペースを充填するために使うこともで
きる。加熱チップ７７０とセラミックペーストは、キル
ンに入れて焼成し、公知のようにセラミック部材を硬化
してもよい。セラミック部材７８０と加熱チッ・ブ７７
Ｇを一体的に形成したこの組合せは、接着剤で末端部７
２０ａに固定してとりつけることができる。

輪郭をつけたバリヤ一部材７６０は、使われているセラ
ミック材と加熱チ・ツブ７７０に使われている金属との
間の熱膨張率の差を吸収する。

係止ワイヤー７３２は、加熱チ・ツブ７７０と直接に係
合しており、カテーテルの物理的一体性を保持する。

第２０図は、カテーテル７００の他の実施例７００ｂを
示す。この実施例７００ｂ中には形のついたセラミック
製サーマルバリヤー７８０が本体７２０の末端部７２０
ａに固定されているのが、図示されている。サーマルバ
リヤー７８０は、末端部７２０ａの円筒面７２０ｂと滑
動自在に係合する円筒形の近端部７８１をもつ。円筒形
の中央部７８２は、近端部７８１に一体的にとりつけら
れている。

軸方向に間隔をとり外側半径方向にのびる複数の係止フ
ランジ７８４ａ　、７８４ｂをもつチ・ツブ係合部７８
４は、円筒本体部７８２の末端部に載置されている。係
止フランジ７８４ａと７８４ｂは、同一の直径をもつ。

セラミック製サーマルバリヤー７８０は、中央の案内線
収容チャンネル７８０Ｃより半径方向にずれた、二つの
軸方向にのびるチャンネル７８０ａと７８０ｂをもつ。

チャンネル７８０ａ　、７８０ｂは、２重の放射エネル
ギー伝達ファイバーオプチック部材７０４ａ　、７０４
ｂを受けている。２重のファイバーオプチック部材を使
用するため、加熱端チップ７８６の加熱がより短時間で
できる。

加熱端チップ７８６は、軸方向に間隔をおいた内側に向
いた半径方向にのびる複数のフランジ７８８ａと７８８
ｂにより、サーマルバリヤー７８０に係止されている。

内側をむいているフランジ７８８ａと７８８ｂは、セラ
ミックのサーマルバリヤー７８０の外側にのびる半径方
向をむいた係止フランジ７８４ａと７８４ｂと協働して
作用する。

部材７０４ａと７０４ｂからの放射エネルギーは、加熱
チップ７８Ｂの間隔をおいた放射エネルギー受は面７８
６ａに衝突する。加熱チップ７８６は、平・滑でテーパ
ーのついた外部周面７８６ｂをもち、管腔を通る時の滑
動性を向上させ、外傷を最小にする。中央に位置し軸方
向に向いたチャンネル７８６Ｃは、チャンネル７８０Ｃ
と７２２と共に延在して案内線５２２をうけている。

第２１図は、カテーテル７００の他の実施例７００Ｃを
示す。実施例７００ｃ中では、カテーテル本体７２０の
末端部７２０ａはステンレススチールの熱防止部材７３
０をもち、これには加熱チップ７９２が接続されている
。ステンレススチールの熱防止部材７９０は、厚味が２
　／　１０００インチ程度の孔のあいた薄いステンレス
スチールで形成されているＪ サーマルバリヤー７９０は、複数の孔７９０ｂが間隔を
おいて形成されている円筒スチール本体部７９０ａをも
つ。サーマルバリヤー７９０は近端部７９０ｃにおいて
、末端部７２０ａに固定されている。

熱防止部材７９０はチャンネル７９０ｄを含み、その中
を通って、放射エネルギー伝達ファイバーオプチック部
材７０４の末端部がのびている。

加熱チップ７９２は、平滑でテーパーのついた外周面７
９２ａと中央に位置した軸方向に向いた案内線をうける
チャンネル７９２ｂがついている。

チャンネル７９２ｂは、加熱チップの本体部７９２Ｃを
貫通している。本体部７９２Ｃは、円筒接続部材７９２
ｄに取付けられている。中空の円筒部材７９２ｄの近端
部７９２ｅは、サーマルバリヤー７９０の円筒形ショル
ダー７９０ｅにとりつけられている。

円筒形ショルダー７９０８は、カテーテル７００Ｃの中
心線７２０ｄにたいして中央よりに位置している。加熱
チップ７９２の円筒形近端部７９２ｅは、円筒形のショ
ルダー７９０ｅ中に滑動自在にうけられておりとりつけ
られている。

円筒形のサーマルバリヤー７９０は半径方向に偏心し軸
方向にのびるチャンネル７９４ａを含みこの中を通って
放射エネルギー伝導部材７０４が延びている。サーマル
バリヤー７９０は、第二の半径方向に偏心し軸方向にの
びるチャンネル７９４ｂを含み、これを通って係止ワイ
ヤー７３２がのびている。係止ワイヤー７３２は、係止
端７３Ｂ・まで続いている。

伝導部材７０４を通って伝達される放射エネルギーは末
端部７０４ａから放射され、チップの本体部７８２Ｃ中
に形成されたエネルギー受は面７９２ｅに衝突する。こ
のためチップは、入射放射エネルギーによって加熱され
る。

本体部７８２ｃは、概して中心線７２０ｄにたいして垂
直である第一の面７９８ａの近端点まで続いてる。第一
面７９８ａは、円錐表面７８８ｂと交差しティる。円錐
面７９８ｂは、いく分フラストコニカルな形状の部分７
８８ｃと境を接している。いく公理状の形の、面７９８
ａと７９８ｂとの間に限定されている開放部分があるの
で、熱の流動を最小におさえかつサーマルバリヤー７９
０の効果を最大にすることができる。加熱チップ７９２
は、部分７９８ｄにおいてサーマルバリヤー７９０にた
いしてスポット溶接でとりつける。

面７９８ｂは、中心線７２０ｄにたいして大体３０度程
度傾いている。フラストコニカルな形状の端部７９８ｃ
は、概して中心線７９０ｄに垂直な環状面７９８ｅまで
続いている。

加熱チップ７９２の端部７９２ｆは、サーマルバリヤー
７９０のショルダー７９０ｅにスポット溶接する。

係止ワイヤー７３２は、係止ヘッド７３Ｂの部分でサー
マルバリヤー７９０にスポット溶接してもよい。

カテーテル本体の末端部７２０ａは、中空の円筒形部７
２１ａをもち、このＮ５７２１ａは加熱チップ７９２の
部分７２１ｂと近接しており重複している。

その間にあるシアノアクリレート接着剤の層により、サ
ーマルバリヤー７９０は端部７２０ａにたいしてしっか
り固定される。

サーマルバリヤー７９０中の開口５７９０ｂは、加熱チ
ップ７９２又はサーマルバリヤー７９０内に蓄積するお
それのある高熱気体の逃し弁として設けられている。

第２３図は、金属サーマルバリヤーをもつカテーテルの
他の実施例７００ｄを示す。カテーテル本体７２０の末
端部７２０ａには、外部円筒面８００がついている。弾
性のある金属コイル８０４の端部分８０２は、面８００
と滑動自在に係合している。

部分８０２は、シアノアクリレート接着剤又はエポキシ
接着剤の層を使って面８００に固定することができる。

テーパーのついたステンレススチールコイルとして形成
することのできる、弾性コイル部材８０４は、加熱チッ
プ８０６ａにたいして弾性のあるサーマルバリヤーとし
て働く。

チップ８０Ｂは、中央部８０Ｂａをもつ。本体部は末端
の外部のテーパーのついた面８０６ｂまで続き、前端８
０！ｌｉｃにスムーズに連続している。テーパーのつい
た表面８０６ｂと前端８０６ｃは、チップ８０Ｂの管腔
内での位置ぎめを容易にする。

チップ８０［ｉは中央線７２０ｄにたいして中央よりに
位置する軸方向にのびるチャンネル８０Ｇｄを形成して
おり、この中を通って案内線５２２がのびている。チャ
ンネル８０６ｄの直径は、２０／１０００インチ程度で
ある。

加熱チップ８０６は、形状では環状であり、中心線７２
０ｄにたいして総じて垂直である面８０８ａ中の近端点
まで続いている。面８０８ａは、面８０８ａから中心線
７２０ｄにたいして大体３０度の角度でのびている円錐
形部材８０８ｂと境を接してい弾性であるサーマルバリ
ヤー８０４の末端部８０５は、部材８０８ｂのある部分
に滑動自在に係合しかつ重複している。サーマルチップ
８０Ｅｉは、コイル８０５が部材８０８ｂと重合う場所
においてコイルのサーマルバリヤー８０４にスポット溶
接でとりつけてもよい。さらに、係止ワイヤーをチップ
８０Ｇと部分８０５にたいしてその末端点でスポット溶
接してもよい。

弾力的なコイル部材８０４を通ってカテーテル本体７２
０からのびるファイバーオプチック部材は、加熱チップ
内に形成されている半径方向に偏心し軸方向にのびてい
るチャンネル８１０を経由して加熱チップ８０Ｅｉの中
に延在してもいい。

エネルギー伝達部材の末端部７０４ａに近接する放射エ
ネルギーをうける面８１０ａは、入射する放射エネルギ
ーをうける。

カテーテル７００ｄは管腔内に置くため、弾性のあるサ
ーマルバリヤー８０４はカテーテルの位置ぎめを容易に
する。

管腔内の部位に加熱するための装置を提供する他に、本
発明によるシステムは加熱療法の終了後に腔内圧の観察
測定等にも使用することができる。

前述のとおり、本発明の真の精神を新規なコンセプトの
範囲を逸脱することなく、多数の修正、改変が可能であ
る。

４、簡単な図面の説明 第１図は、本発明を具源する医療用装置を含むシステム
の略図である。

第２図は、第１図の医療用装置の末端部の拡大断面立面
図である。

第３図は、狭窄のある血管中に挿入した医療用装置の他
の実施例の、拡大部分断面立面図である。

第４図は、本医療装置のさらに他の実施例の末端部の拡
大部分断面立面図である。

第５図は、第４図に示す医療用装置の内部構造を示し、
第４図５−５線に沿った拡大断面図である。

第６図は、本医療装置のさらに他の実施例の立面図であ
る。

第７図は、第６図に示す医療用装置の内部構造を示し、
第６図線７−７に沿った拡大断面図である。

第８図は、医療用装置のさらに他の実施例の断面図であ
る。

第９図は、狭窄のある血管の中に入れた医療用装置のさ
らに他の実施例の拡大断面図である。

第１０図は、狭窄のある血管の中に入れた医療用装置の
さらに他の実施例の拡大断面図である。

第１１図は、狭窄のある血管の中に入れた、第１図に示
す本医療用装置のさらに他の実施例の拡大断面図である
。

第１２図は、狭窄のある血管の中に入れた、医療用装置
の他の実施例の拡大断面図である。

第１３図は、狭窄のある血管の中に入れた医療用装置の
さらに他の実施例の拡大断面図である。

第１４図は、末端部と中央部付近の温度の平衡計測のた
めにサーモカップルを具備した発熱部材の概略図である
。

第１５図は、末端部と基部に近い方の端部との温度の平
衡計測のためにサーモカップルを具備した発熱部材の概
略図である。

第１６図は、入力電力のいろいろいなレベルでの束端部
温度と時間との関係を示すグラフである。゛ 第１７図は、水中の組織サンプル中に発熱部材を出し入
れした際の、入力電力を一定にした、束端部温度と時間
との関係を示すグラフである。

第１８−Ａ図は、本発明によるサーマルバリヤーを具備
する医療用装置の上部平面図である。

第１８−Ｂ図は、セラミックのサーマルバリヤーを具備
する第１８−Ａ図に示す医療装置の末端部で、第１８Ａ
図の１８Ｂ−１８１３沿いの一部拡大断面図である。

第１９図は、第１８−Ａ図のセラミック・バリヤーを具
備する医療用装置の末端部の他の実施例である。

第２０図は、第１８Ａ図のセラミック拳バリヤーを具備
する医療用装置の末端部の他の実施例である。

第２１図は、金属製サーマルバリヤーを具備する第１８
Ａ図に示す医療用装置の、第１８図の１８Ｂ−１８Ｂ沿
いの部分拡大断面図である。

第２２図は、第２１図の２２−２２の平面に沿った断面
を示す図である。

第２３図は、第１８Ａ図の医療用装置でコイルばねのサ
ーマルバリヤーを具備するものの末端部のさらに他の実
施例である。

特許出願代理人　弁理士　関　根　秀　太ＩＧ １８Ａ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）近端部と末端部をもち、該末端部は管腔中に挿入可
   能であり、軸方向にのびるチャンネルを少くとも一つ限
   定する細長く弾力性のある本体部材と、 近端部と末端部をもち該軸方向にのびるチャンネル中に
   末端部を該本体部材の末端部の近辺に位置させるように
   して位置する、細長く弾力性のある放射エネルギーを伝
   達するための手段と、 該本体部材への熱エネルギーの流入を防ぐため該本体部
   材の該末端部にとりつけられた手段と、 該伝達手段の該末端部から放射エネルギーを受け、管腔
   の部位を加熱するために該放射エネルギーを熱エネルギ
   ーに変換するため該防止手段にとりつけられている手段
   と、から成る。 管腔内の部位を加熱するために体の管腔中 に挿入することのできる部分を有する医療用装置。 ２）該チャンネルが該本体部材の中心線から半径方向に
   ずれている、特許請求の範囲第１項に記載の医療用装置
   。 ３）該防止手段がほぼ円筒形の部材を含む、特許請求の
   範囲第２項に記載の医療用装置。 ４）該円筒形の部材が貫通するチャンネルを限定する、
   特許請求の範囲第３項に記載の医療用装置。 ５）該円筒部材が少くとも一つの箇所で該変換手段の直
   径よりもかなり薄くなっており該変換部材と該本体部材
   との間の熱の流動を最小限にしている、特許請求の範囲
   第３項に記載の医療用装置。 ６）該円筒形の部材が少くとも一部分金属で形成されて
   いる、特許請求の範囲第５項の医療用装置。 ７）該円筒形の部材が少くとも一部分弾力的である、特
   許請求の範囲第８項の医療用装置。 ８）該弾力性の部材がコイルばねより形成される、特許
   請求の範囲第７項に記載の医療用装置。 ９）該円筒形部材の少くとも一部が中空の円筒状スリー
   ブより形成されている、特許請求の範囲第６項に記載の
   医療用装置。 １０）該スリーブがその中を貫通する複数の開口部を限
   定する、特許請求の範囲第９項に記載の医療用装置。 １１）該円筒形部材が少くともその一部がセラミック材
   から形成される、特許請求の範囲第３項に記載の医療用
   装置。 １２）該変換手段が熱伝導率が高い物質から形成され、
   該防止手段が少くとも一部が比較的熱伝導率が低い物質
   から形成されている、特許請求の範囲第１項に記載の医
   療用装置。 １３）該防止手段が該本体部材と該変換手段との間に位
   置しており、該防止手段が少くとも一部が該変換手段と
   隣接して空腔部を限定していて、該変換手段から該本体
   部材への熱の流れを妨げる、特許請求の範囲第１項に記
   載の医療用装置。 １４）該円筒部材がその中に間隔をおいてあけられた複
   数の開口部を含む、特許請求の範囲第６項に記載の医療
   用装置。 １５）該軸方向にのびるチャンネルが該本体部の中心線
   より半径方向にずれている、特許請求の範囲第１項に記
   載の医療用装置。 １６）該本体部材が第二の軸方向にのびるチャンネルを
   限定している、特許請求の範囲第１５項に記載の医療用
   装置。 １７）該第二のチャンネルが該本体部の中心線にたいし
   てほぼ中心を合せている、特許請求の範囲第１６項に記
   載の医療用装置。 １８）該第二のチャンネルが細長く案内部材を滑動自在
   に受けるようになっている、特許請求の範囲第１７項に
   記載の医療用装置。 １９）該第二チャンネル内に位置し、該防止手段に隣接
   してのびる末端部をもつ細長い部材を含む、特許請求の
   範囲第１６項に記載の医療用装置。 ２０）該第二チャンネル内に位置し、該防止手段に固定
   された末端部をもつ細長い部材を含む、特許請求の範囲
   第１６項に記載の医療用装置。 ２１）該第二チャンネル内に位置し、該変換手段に固定
   された末端部をもつ細長い部材を含む、特許請求の範囲
   第１６項に記載の医療用装置。 ２２）該細長い部材の該末端部の一部が該変換手段の一
   部分に溶接されている、特許請求の範囲第２１項に記載
   の医療用装置。 ２３）該本体部材が第三の軸方向にのびるチャンネルを
   限定している、特許請求の範囲第１９項に記載の医療用
   装置。 ２４）該第三のチャンネルが該本体部材の中心線にほぼ
   中心合せされており、該第一及び第二のチャンネルが該
   中心線から半径方向にずれている、特許請求の範囲第２
   ３項に記載の医療用装置。 ２５）管腔中に挿入可能な末端部と近端部をもち軸方向
   にのびるチャンネルを少くとも一つ限定する細長く弾力
   性のある本体部材と、 近端部と末端部をもち該軸方向にのびるチャンネル中に
   末端部を該本体部材の末端部の近辺に位置させるように
   して位置する、細長く弾力性のある放射エネルギーを伝
   達するための手段と、 該本体部材への熱エネルギーの流入を防ぐため該本体部
   材の該末端部に固定された手段と、該伝達手段の該末端
   部から放射エネルギーを受け、管腔の部位を加熱するた
   めに該放射エネルギーを熱エネルギーの変換するため該
   防止手段に固定されている手段と、から成る。 管腔内の部位を加熱するために体の管腔中 に挿入することのできる部分を有する医療用装置。 ２６）該チャンネルが該本体部材の中心線から半径方向
   にずれている、特許請求の範囲第１項に記載の医療用装
   置。 ２７）該防止手段がほぼ円筒形の部材を含む、特許請求
   の範囲第２５項に記載の医療用装置。 ２８）該円筒形の部材が貫通するチャンネルを限定する
   、特許請求の範囲第２７項に記載の医療用装置。 ２９）該円筒形部材が少くとも１ヶ所、比較的熱伝導率
   の低い部分をもち、該変換手段と該本体部材との間の熱
   の流動を最小限にするようになっている、特許請求の範
   囲第２７項に記載の、医療用装置。 ３０）該円筒形の部材が少くとも一部分金属で形成され
   ている、特許請求の範囲第２９項に記載の医療用装置。 ３１）該円筒形の部材が少くとも一部分弾力的である、
   特許請求の範囲第３０項に記載の医療用装置。 ３２）該弾力性の部材がコイルばねより形成される、特
   許請求の範囲第３１項に記載の医療用装置。 ３３）該円筒形部材の少くとも一部が中空の円筒状でス
   リーブより形成される、特許請求の範囲第３０項に記載
   の医療用装置。 ３４）該スリーブがその中を貫通する複数の開口部を限
   定する、特許請求の範囲第３３項に記載の医療用装置。 ３５）該円筒形部材が少くとも一部がセラミック材から
   形成される、特許請求の範囲第２９項に記載の医療用装
   置。 ３６）該防止手段が該本体部材と該変換手段との間に位
   置しており、該防止手段が少くとも一部が該変換手段と
   隣接して空腔部を限定していて、該変換手段から該本体
   部材への熱の流れを妨げる、特許請求の範囲第２９項に
   記載の医療用装置。 ３７）該円筒部材がその中に間隔をおいてあけられた複
   数の穴口を含む、特許請求の範囲第２９項に記載の医療
   用装置。