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WO2013150776A1 - 血管挿入型治療デバイス - Google Patents

血管挿入型治療デバイス Download PDF

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WO2013150776A1
WO2013150776A1 PCT/JP2013/002275 JP2013002275W WO2013150776A1 WO 2013150776 A1 WO2013150776 A1 WO 2013150776A1 JP 2013002275 W JP2013002275 W JP 2013002275W WO 2013150776 A1 WO2013150776 A1 WO 2013150776A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
blood vessel
treatment device
ultrasonic
type treatment
insertion type
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2013/002275
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English (en)
French (fr)
Inventor
吏悟 小林
小林　淳一
杉本　良太
平原　一郎
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Terumo Corp
Original Assignee
Terumo Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Terumo Corp filed Critical Terumo Corp
Publication of WO2013150776A1 publication Critical patent/WO2013150776A1/ja
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Ceased legal-status Critical Current

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    • A61N2007/0091—Beam steering with moving parts, e.g. transducers, lenses, reflectors

Definitions

  • the present invention relates to a blood vessel insertion type treatment device, and particularly to a blood vessel insertion type treatment device that can be inserted into a blood vessel and cauterize a living tissue around the blood vessel from inside the blood vessel.
  • a blood vessel insertion type treatment device capable of cauterizing a living tissue around a blood vessel such as a renal artery sympathetic nerve around the renal artery while suppressing damage to the blood vessel is provided. With the goal.
  • a blood vessel insertion type treatment device includes: An ultrasonic generator that emits ultrasonic waves that converge at a convergence position; Position adjusting means for adjusting the convergence position; It has a longitudinal shape having a base end and an insertion end at both ends, and an insert body provided with an ultrasonic generator in the vicinity of the insertion end.
  • the ultrasonic wave emitted from the ultrasonic generator converges at the convergence position, a large amount of thermal energy is generated in the biological tissue at the convergence position without causing a large damage to the biological tissue up to the convergence position. Can be generated.
  • the convergence position can be adjusted, the living tissue can be cauterized regardless of the distance from the blood vessel to the living tissue.
  • the blood vessel insertion type treatment device configured as described above, it is possible to cauterize the living tissue around the blood vessel while suppressing damage to the blood vessel.
  • FIG. 2 is an enlarged view of the vicinity of a renal artery in which a guiding catheter is inserted in FIG. 1. It is sectional drawing along the longitudinal direction of the insertion end vicinity of the blood vessel insertion type treatment device of 1st Embodiment. It is a figure for demonstrating adjustment of the convergence position in the blood vessel insertion type treatment device of 1st Embodiment. It is sectional drawing along the longitudinal direction of the insertion end vicinity of the blood vessel insertion type treatment device of 2nd Embodiment.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view taken along line XX in FIG. 9. It is a figure which shows the 2nd modification of a mesh balloon.
  • FIG. 12 is a cross-sectional view taken along line XII-XII in FIG.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining a technique for removing a renal artery sympathetic nerve using the blood vessel insertion type treatment device according to the first embodiment of the present invention.
  • the operator inserts the guiding catheter 200 from the patient's thigh into the femoral artery FA in advance and allows the distal end of the guiding catheter 200 to reach the renal artery RA.
  • a guide wire (not shown) is used for reaching the guiding artery 200 to the renal artery RA.
  • the guiding catheter 200 is tubular, and a device for diagnosis and treatment can be inserted.
  • the blood vessel insertion type treatment device 100 is generally string-shaped, has an insertion end and a proximal end, and can be inserted into the lumen of the guiding catheter 200 from the insertion end.
  • the surgeon inserts the blood vessel insertion type treatment device 100 into the guiding catheter 200 and causes the insertion end to protrude from the guiding catheter 200 (see FIG. 2).
  • the mesh balloon 101 provided in the vicinity of the insertion end of the blood vessel insertion type treatment device 100 is inflated to fix the blood vessel insertion type treatment device 100 in the renal artery RA.
  • the blood vessel insertion type treatment device 100 has an imaging function and an ablation function.
  • the blood vessel insertion type treatment device 100 can emit ultrasonic waves for imaging (see IUS in FIG. 2).
  • the surgeon executes an imaging function of the inserted blood vessel insertion type treatment device 100 to acquire an image around the renal artery from the renal artery RA.
  • the surgeon discriminates the sympathetic nerve SN to be cauterized based on the acquired image and irradiates the discriminated sympathetic nerve SN with ultrasonic waves for cauterization (see CUS in FIG. 2). Adjust the position of the device 100. After the position adjustment, the surgeon performs the cauterization function of the blood vessel insertion type treatment device 100 to cauterize the desired sympathetic nerve.
  • the blood vessel insertion type treatment device 100 includes a sheath 102, an insert 103, an ultrasonic generator 104, an image acquisition unit 105, a mesh balloon 101 (see FIG. 2), and the like.
  • the sheath 102 is formed into a tubular shape by a member having acoustic properties and flexibility.
  • the end of the sheath 102 on the insertion end side is open. Further, at the start of use, the inside is filled with the acoustic transmission body from the base end.
  • the insert 103 is formed by a flexible member so as to extend from the proximal end of the sheath 102 to the insertion end. With the insertion end of the insertion body 103 reaching the insertion end of the sheath 102, the proximal end of the insertion body 103 protrudes from the proximal end of the sheath 102.
  • the outer diameter of the insert 103 is determined to be smaller than the inner diameter of the sheath 102, and the insert 103 is rotatable within the sheath 102 about the longitudinal direction. Therefore, when a torque for rotating the longitudinal direction about the axis is supplied at the proximal end of the insertion body 103, the supplied torque is transmitted to the insertion end of the insertion body 103, and the entire insertion body 103 rotates within the sheath 102. Further, the insert 103 can be displaced along the longitudinal direction within the sheath 102.
  • a recess C is formed in the vicinity of the insertion end of the insertion body 103.
  • the depth of the recess C is formed to be longer than the height of the ultrasonic generator 104.
  • An actuator 109 and an ultrasonic generator 104 are embedded in the recess C.
  • the actuator 109 can be expanded and contracted in a direction perpendicular to the longitudinal direction of the insert 103.
  • the depth position of the ultrasonic generator 104 in the recess C is adjusted by expanding and contracting in the direction perpendicular to the longitudinal direction. Expansion and contraction of the actuator 109 is controlled by a convergence position control unit (not shown).
  • the ultrasonic generator 104 has a single first ultrasonic transducer 106 and an acoustic lens 107.
  • the first ultrasonic transducer 106 is arranged so as to emit ultrasonic waves in a direction perpendicular to the longitudinal direction of the insert 103.
  • the first ultrasonic transducer 106 emits an ablation ultrasonic wave CUS having a frequency suitable for ablation.
  • the distance for transmitting ultrasonic waves and the amount of heat generated at the position where the ultrasonic waves converge are determined by the frequency. Therefore, the frequency of the ultrasound CUS for cauterization is determined in advance based on the approximate interval from the inside of the renal artery RA to the renal artery sympathetic nerve SN and the amount of heat generated for cauterization of the sympathetic nerve SN.
  • a signal line extending from the first ultrasonic transducer 106 to the proximal end is connected to an ablation control unit (not shown).
  • the ablation control unit supplies a drive signal to the first ultrasonic transducer 106 so as to generate the ablation ultrasonic wave CUS at the above-described frequency.
  • the acoustic lens 107 is provided on the surface of the first ultrasonic transducer 106.
  • the acoustic lens 107 converges the ultrasonic wave at a convergence position away from the acoustic lens 107 by a predetermined distance, and maximizes the heat generation energy in the vicinity of the convergence position.
  • a desired convergence position is determined based on an average distance from the renal artery to the renal artery sympathetic nerve, and the focal length of the acoustic lens 107 is determined and formed so that the ultrasonic wave can be converged to the determined convergence position. Is done.
  • the image acquisition unit 105 is provided on the back side of the ultrasonic generator 104 in the insert 103.
  • the image acquisition unit 105 has a single imaging ultrasonic transducer 108.
  • the imaging ultrasonic transducer 108 is arranged so as to emit ultrasonic waves in a direction perpendicular to the longitudinal direction of the insert 103. From the imaging ultrasonic transducer 108, it is possible to generate imaging ultrasonic IUS suitable for image acquisition. The imaging ultrasonic transducer 108 generates a pixel signal corresponding to the reflected wave of the imaging ultrasonic IUS.
  • the imaging ultrasonic transducer 108 can observe not only tissue image creation but also temperature changes and tissue state changes during irradiation of cauterization ultrasonic waves.
  • the reflection of ultrasonic waves occurs at the boundary where the acoustic impedance represented by the product of the density of the medium and the sound speed of the medium changes.
  • the acoustic impedance represented by the product of the density of the medium and the sound speed of the medium changes.
  • the ultrasonic signal reflected from the tissue changes, and it becomes possible to diagnose the cauterization status of the tissue.
  • the resolution due to the reflected wave of the ultrasonic wave varies depending on the frequency.
  • the frequency of the imaging ultrasound IUS is determined in advance based on the resolution necessary for confirmation and diagnosis of the position of a specific sympathetic nerve.
  • a signal line extending from the imaging ultrasonic transducer 108 to the base end is connected to the imaging control unit.
  • the imaging control unit (not shown) supplies a drive signal to the imaging ultrasonic transducer 108 so as to generate the imaging ultrasonic IUS at the above-described frequency.
  • the imaging control unit receives a pixel signal generated by the imaging ultrasonic transducer 108.
  • the imaging control unit creates an image based on pixel signals corresponding to a number of locations irradiated with imaging ultrasonic waves.
  • the irradiation position of the imaging ultrasonic wave can be determined by detecting the rotational position of the insertion end 103 and the displacement position along the longitudinal direction using an encoder or a position sensor, and is used for creating an image.
  • the mesh balloon 101 is provided on the sheath 102 (see FIG. 2).
  • the blood vessel insertion type treatment device 100 can be fixed in the blood vessel.
  • the heat generation energy can be maximized at the convergence position of the ultrasound for ablation. Therefore, while it is possible to cauterize living tissue distributed from the inside of the blood vessel to the outside of the blood vessel, it is possible to suppress damage to the blood vessel interposed between the living tissue.
  • the depth position in the recessed portion C of the ultrasonic generator 104 can be adjusted, the convergence that maximizes the heat generation energy of the cauterization ultrasonic wave CUS is achieved. It is possible to adjust the position.
  • the blood vessel insertion type treatment device 100 of the first embodiment it is possible to change the irradiation position of the ultrasonic wave CUS for cauterization using the insert 103.
  • the ultrasonic wave In ablation of a living tissue using an ultrasonic transducer, the ultrasonic wave is converged to a convergence position, so that the causative region is only near the convergence position.
  • it is possible to rotate the entire blood vessel insertion type treatment device 100 it is necessary to release the fixation by the mesh balloon 101, which requires a complicated procedure.
  • the image acquisition unit 105 is provided in the vicinity of the ultrasonic generator 104, confirmation of a living tissue to be ablated, confirmation of ablation status, and the like. Easy.
  • the vicinity of the insertion end of the blood vessel insertion type treatment device 100 can be temporarily fixed in the blood vessel using the mesh balloon 101.
  • fixing the blood vessel insertion type treatment device 100 it is possible to reduce the blurring of the reproduced image and to reduce the blurring that occurs at the irradiation position of the ultrasonic wave CUS for cauterization.
  • the mesh balloon 101 since the mesh balloon 101 is used, blood flow can be secured, and overheating of the inner wall of the blood vessel that irradiates the ultrasound CUS for cauterization while fixing the blood vessel insertion type treatment device 100 in the blood vessel can be prevented. is there.
  • the convergence position adjusting means is different from that of the first embodiment.
  • the second embodiment will be described below with a focus on differences from the first embodiment.
  • symbol is attached
  • the blood vessel insertion type treatment device 1000 in the second embodiment includes a sheath 102, an insert 103, an ultrasonic generator 1040, an image acquisition unit 105, a mesh balloon 101 (see FIG. 2), and the like. Consists of including.
  • the configurations and functions of the sheath 102, the insert 103, the image acquisition unit 105, and the mesh balloon 101 are the same as those in the first embodiment.
  • an actuator is not provided in the recessed portion C of the insert 103, and an ultrasonic generator 1040 is embedded and fixed.
  • the ultrasonic generator 1040 has a single ultrasonic transducer 106 and a variable acoustic lens 1070.
  • the configuration and function of the ultrasonic transducer 106 are the same as those in the first embodiment.
  • the variable acoustic lens 1070 is provided on the surface of the first ultrasonic transducer 106.
  • the variable acoustic lens 1070 converges the ultrasonic wave at the convergence position and maximizes the heat generation energy in the vicinity of the convergence position.
  • the variable acoustic lens 1070 can be deformed, and the convergence position is changed by the deformation.
  • variable acoustic lens 1070 can be deformed so that the radius of curvature of the concave surface changes, and the convergence position can be adjusted by changing the radius of curvature.
  • the radius of curvature of the variable acoustic lens 1070 is controlled by a convergence position control unit (not shown) connected to the blood vessel insertion type treatment device 1000.
  • the ultrasonic convergence position CP can be moved away from the blood vessel insertion type treatment device 1000.
  • the living tissue can be cauterized, while the damage of the blood vessel interposed between the living tissue can be suppressed. .
  • the blood vessel insertion type treatment device 1000 can also adjust the convergence position, and can efficiently cauterize the living tissue regardless of the distance from the blood vessel.
  • the blood vessel insertion type treatment device 1000 can also cauterize biological tissue distributed at various positions near the insertion end of the sheath 102.
  • the blood vessel insertion type treatment device 1000 can also reduce the blurring of the reproduced image and the blurring generated at the irradiation position of the cauterizing ultrasonic wave.
  • the blood vessel insertion type treatment device 1000 can prevent overheating of the blood vessel inner wall while fixing the blood vessel insertion type treatment device 1000 in the blood vessel.
  • the convergence position adjusting means is different from that of the first embodiment.
  • the third embodiment will be described below with a focus on differences from the first embodiment.
  • symbol is attached
  • the blood vessel insertion type treatment device 1001 in the third embodiment includes a sheath 102, an insert 103, an ultrasonic generator 1041, an image acquisition unit 105, a mesh balloon 101 (see FIG. 2), and the like. Consists of including.
  • the configurations and functions of the sheath 102, the insert 103, the image acquisition unit 105, and the mesh balloon 101 are the same as those in the first embodiment.
  • the ultrasonic generator 1041 includes a base 1101 and a plurality of first ultrasonic transducers 1061. Further, unlike the first embodiment, the ultrasonic generator 1041 is not provided with an acoustic lens.
  • the base 1101 is formed by an elastic member into a shape having a curved surface CS whose center is recessed.
  • the plurality of first ultrasonic transducers 1061 are fixed in a state of being aligned along the longitudinal direction of the insertion body 103 on the curved surface CS.
  • the first ultrasonic transducers 1061 are all driven so as to generate the cauterization ultrasonic waves CUS with the same phase and the same cycle.
  • the ultrasonic generator 1041 is embedded in the recess C of the insert 103. However, only the vicinity of the center of the base 1101 is fixed to the bottom surface of the recessed portion C, and the end portion EP of the base 1101 is not fixed. An actuator 1111 is provided between the bottom surface of the recessed portion C and both end portions EP of the base 1101.
  • Actuator 1111 can expand and contract in a direction perpendicular to the longitudinal direction.
  • the radius of curvature of the curved surface CS can be adjusted by extending / contracting the actuator 1111 provided at both ends EP.
  • the convergence position CP can be brought closer to the blood vessel insertion type treatment device 1001.
  • the blood vessel insertion type treatment device 1001 of the third embodiment configured as described above, it is possible to cauterize the living tissue, while suppressing damage to the blood vessels interposed between the living tissue. .
  • the blood vessel insertion type treatment device 1001 can adjust the convergence position and can efficiently cauterize the living tissue regardless of the distance from the blood vessel.
  • the blood vessel insertion type treatment device 1001 can also cauterize living tissue distributed at various positions near the insertion end of the sheath 102.
  • the blood vessel insertion type treatment device 1001 can also reduce the blurring of the reproduced image and the blurring generated at the irradiation position of the cauterizing ultrasonic wave.
  • the blood vessel insertion type treatment device 1001 can also prevent overheating of the blood vessel inner wall while fixing the blood vessel insertion type treatment device 1001 in the blood vessel.
  • the mesh balloon 101 is provided in the blood vessel insertion type treatment devices 100, 1000, 1001 of the first to third embodiments.
  • the structure which can be temporarily fixed to may be sufficient.
  • a balloon that prevents overheating of the inner wall of the blood vessel is preferable.
  • the same overheating prevention effect as that of the mesh balloon 101 can be obtained by a configuration having a plurality of balloons 112 that can be expanded in different directions around the sheath 102.
  • the mesh balloon 101 and the mesh balloon 101 can also be inflated around the sheath 102 and have a balloon 113 formed with a hole OH penetrating in the longitudinal direction. It is possible to obtain the same overheating prevention effect.
  • the same overheating prevention effect as that of the mesh balloon 101 can be obtained by the configuration having the balloon 114 formed so that the cross section along the plane perpendicular to the longitudinal direction has a star shape. Is possible. Further, for example, as shown in FIG. 14, the same overheating prevention effect as that of the mesh balloon 101 can be obtained by a configuration in which the balloon 116 is partially inflated using a plurality of wires 115.
  • the image acquisition unit 105 is configured to acquire an image using ultrasonic waves, but acquires an image based on optical information such as TD-OCT and HUD-OCT. It may be a configuration.

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Description

血管挿入型治療デバイス
　本発明は、血管挿入型治療デバイスに関する発明であって、特に、血管内に挿入し、血管内部から血管周辺の生体組織を焼灼可能な血管挿入型治療デバイスに関する。
　近年、腎動脈交感神経活動の異常が、鬱血性心不全、腎不全、高血圧症、およびこれら以外の心腎疾患を引起すことが、解明されている。また、腎動脈交感神経の除去等により、これらの疾患を治療することも知られている。腎動脈交感神経の焼灼のために、腎動脈内部に電極を挿入し、電極から腎動脈交換神経にパルス出力電界を印加する腎臓神経調節装置が提案されている（特許文献１参照）。
　しかし、特許文献１に記載の腎臓神経調節装置による、パルス出力電界を用いた腎動脈交感神経の焼灼では、血管内膜の電流密度が最も大きくなる。そのため、血管内膜において発生する熱が最も大きくなる。このため、血管内膜を含めた血管壁全体が焼灼される可能性があり、内膜肥厚および血栓等の副作用が発生し得る。
特表２００８－５１５５４４号公報
　従って、上記のような問題点に鑑みてなされた本発明では、血管の損傷を抑制しながら腎動脈周囲の腎動脈交感神経等の血管周囲の生体組織を焼灼可能な血管挿入型治療デバイスの提供を目的とする。
　上述した諸課題を解決すべく、本発明による血管挿入型治療デバイスは、
　収束位置において収束する超音波を発する超音波発生器と、
　収束位置を調整する位置調整手段と、
　両端に基端および挿入端を有する長手形状であり、該挿入端近傍に超音波発生器が設けられる挿入体とを備える
　ことを特徴とするものである。
　このような構成によれば、超音波発生器から発する超音波は収束位置において収束するので、収束位置までの間の生体組織に大きな損傷を発生させることなく、収束位置の生体組織に大きな熱エネルギーを発生させることが可能である。また、収束位置を調整可能なので、血管からの生体組織までの距離にかかわらず生体組織を焼灼することも可能である。
　上記のように構成された本発明に係る血管挿入型治療デバイスによれば、血管の損傷を抑制しながら血管周囲の生体組織を焼灼可能である。
本発明の第１の実施形態に係る血管挿入型治療デバイスを用いた腎動脈交感神経除去の手技を説明する図である。 図１における、ガイディングカテーテルが挿入された腎動脈近辺の拡大図である。 第１の実施形態の血管挿入型治療デバイスの挿入端近傍の長手方向に沿った断面図である。 第１の実施形態の血管挿入型治療デバイスにおける収束位置の調整について説明するための図である。 第２の実施形態の血管挿入型治療デバイスの挿入端近傍の長手方向に沿った断面図である。 第２の実施形態の血管挿入型治療デバイスにおける収束位置の調整について説明するための図である。 第３の実施形態の血管挿入型治療デバイスの挿入端近傍の長手方向に沿った断面図である。 第３の実施形態の血管挿入型治療デバイスにおける収束位置の調整について説明するための図である。 メッシュバルーンの第１の変形例を示す図である。 図９におけるＸ－Ｘ線に沿った断面図である。 メッシュバルーンの第２の変形例を示す図である。 図１１におけるＸＩＩ－ＸＩＩ線に沿った断面図である。 メッシュバルーンの第３の変形例を説明するための、長手方向に垂直な方向に沿った血管内の血管挿入型治療デバイスの断面図である。 メッシュバルーンの第４の変形例を説明するための、長手方向に垂直な方向に沿った血管内の血管挿入型治療デバイスの断面図である。
　以下、本発明を適用した血管挿入型治療デバイスの実施形態について、図面を参照して説明する。図１は、本発明の第１の実施形態に係る血管挿入型治療デバイスを用いた腎動脈交感神経除去の手技を説明する図である。
　腎動脈交感神経除去の手技のために、術者は予めガイディングカテーテル２００を患者の大腿部から大腿動脈ＦＡに挿入し、ガイディングカテーテル２００の先端を腎動脈ＲＡに到達させる。ガイディングカテーテル２００の腎動脈ＲＡへの到達には、ガイドワイヤ（図示せず）が用いられる。
　ガイディングカテーテル２００は管状であり、診察および治療用のデバイスを挿入可能である。血管挿入型治療デバイス１００は全体的に紐状であり、挿入端と基端とを有し、挿入端からガイディングカテーテル２００の内腔に挿入可能である。術者は、血管挿入型治療デバイス１００をガイディングカテーテル２００内に挿入し、その挿入端をガイディングカテーテル２００から突出させる（図２参照）。突出させた状態で、血管挿入型治療デバイス１００の挿入端近傍に設けられるメッシュバルーン１０１を膨張させることにより、血管挿入型治療デバイス１００を腎動脈ＲＡ内に固定する。
　後述するように、血管挿入型治療デバイス１００は、撮像機能および焼灼機能を有する。撮像機能を実行するために、血管挿入型治療デバイス１００は、撮像用の超音波を発することが可能である（図２符合ＩＵＳ参照）。術者は、挿入した血管挿入型治療デバイス１００の撮像機能を実行させることにより、腎動脈ＲＡ内部からの腎動脈周囲の画像を取得させる。
　術者は、取得した画像に基づいて、焼灼すべき交感神経ＳＮを判別し、判別した交感神経ＳＮに焼灼用の超音波が照射される（図２符合ＣＵＳ参照）ように、血管挿入型治療デバイス１００の位置を調節する。位置調節後、術者は血管挿入型治療デバイス１００の焼灼機能を実行させて、所望の交感神経を焼灼する。
　次に、血管挿入型治療デバイス１００の構成について、図３を用いて説明する。血管挿入型治療デバイス１００は、シース１０２、挿入体１０３、超音波発生器１０４、画像取得ユニット１０５、およびメッシュバルーン１０１（図２参照）等を含んで構成される。
　シース１０２は、音響性および可撓性を有する部材によって、管状に形成される。シース１０２の挿入端側の端部は開放されている。また、使用開始時、内部には基端部から音響伝達体が満たされる。
　挿入体１０３は、可撓性を有する部材によってシース１０２の基端から挿入端まで延在するように形成される。挿入体１０３の挿入端をシース１０２の挿入端まで到達させた状態で、挿入体１０３の基端はシース１０２の基端から突出する。
　挿入体１０３の外径はシース１０２の内径より細くなるように定められ、挿入体１０３はシース１０２内で長手方向を軸に回動自在である。したがって、挿入体１０３の基端において、長手方向を軸に回転させるトルクを供給すると、供給されたトルクは挿入体１０３の挿入端まで伝達され、挿入体１０３全体がシース１０２内で回転する。また、挿入体１０３は、シース１０２内で長手方向に沿って変位自在である。
　挿入体１０３の挿入端の近傍には、陥凹部Ｃが形成される。陥凹部Ｃの深さは、超音波発生器１０４の高さより長くなるように、形成される。陥凹部Ｃには、アクチュエータ１０９および超音波発生器１０４が埋設される。
　アクチュエータ１０９は挿入体１０３の長手方向と垂直な方向に伸縮可能である。長手方向と垂直な方向に伸縮することにより、陥凹部Ｃ内における超音波発生器１０４の深さ位置を調整する。アクチュエータ１０９の伸縮は、収束位置制御部（図示せず）によって制御される。
　超音波発生器１０４は、単一の第１の超音波振動子１０６および音響レンズ１０７を有する。
　第１の超音波振動子１０６は、挿入体１０３の長手方向に垂直な方向に、超音波を発することが可能なように配置される。第１の超音波振動子１０６は、焼灼に適した周波数である焼灼用超音波ＣＵＳを発する。
　周波数により、超音波を伝達させる距離および超音波の収束位置における発熱量等が定まる。それゆえ、腎動脈ＲＡ内部から腎動脈交感神経ＳＮまでのおおよその間隔および交感神経ＳＮの焼灼に必要な発熱量等に基づいて、焼灼用超音波ＣＵＳの周波数が予め定められる。
　第１の超音波振動子１０６から基端まで延びる信号線が焼灼制御部（図示せず）に接続される。焼灼制御部は、前述の周波数で焼灼用超音波ＣＵＳを発生するように駆動信号を第１の超音波振動子１０６に供給する。
　音響レンズ１０７は、第１の超音波振動子１０６の表面に設けられる。音響レンズ１０７は音響レンズ１０７から所定の距離だけ離れた収束位置に超音波を収束させ、収束位置近傍における発熱エネルギーを最大化させる。腎動脈内部から腎動脈交感神経までの平均的な距離に基づいて望ましい収束位置が定められ、超音波を定められた収束位置に収束可能なように、音響レンズ１０７の焦点距離は定められ、形成される。
　画像取得ユニット１０５は、挿入体１０３において超音波発生器１０４の裏側に設けられる。画像取得ユニット１０５は、単一の撮像用超音波振動子１０８を有する。
　撮像用超音波振動子１０８は、挿入体１０３の長手方向に垂直な方向に、超音波を発することが可能なように配置される。撮像用超音波振動子１０８からは、画像の取得に適した撮像用超音波ＩＵＳを発生させることが可能である。また、撮像用超音波振動子１０８は、撮像用超音波ＩＵＳの反射波に応じた画素信号を生成する。
　撮像用超音波振動子１０８は、組織の画像作成以外に、焼灼用超音波を照射している際の温度変化、組織状態の変化の様子を観察することも可能である。超音波の反射は、媒質の密度と媒質の音速の積で表わされる音響インピーダンスが変化する境界で起こる。組織の加熱に伴い、組織の密度や、音速、硬さなどが変化することで音響インピーダンスが変化する。これにより、組織から反射する超音波信号が変化し、組織の焼灼状況を診断することが可能となる。
　周波数により、超音波の反射波による解像度が変動する。特定の交感神経の位置の確認および診断等に必要な解像度に基づいて、撮像用超音波ＩＵＳの周波数が予め定められる。
　撮像用超音波振動子１０８から基端まで延びる信号線が撮像制御部に接続される。撮像制御部（図示せず）は、前述の周波数で撮像用超音波ＩＵＳを発生するように駆動信号を撮像用超音波振動子１０８に供給する。
　また、撮像制御部は撮像用超音波振動子１０８が生成する画素信号を受信する。撮像制御部は撮像用超音波が照射される多数の箇所に対応する画素信号に基づいて、画像を作成する。なお、撮像用超音波の照射位置は、エンコーダや位置センサを用いて挿入端１０３の回転位置および長手方向に沿った変位位置を検出することにより判別可能であり、画像の作成に用いられる。
　メッシュバルーン１０１は、シース１０２に設けられる（図２参照）。メッシュバルーン１０１を構成するワイヤを血管挿入型治療デバイス１００から外部に湾曲させてワイヤを血管内壁に押圧することにより、血管挿入型治療デバイス１００を血管内に固定可能である。
　以上のような構成の第１の実施形態の血管挿入型治療デバイス１００によれば、焼灼用超音波の収束位置において発熱エネルギーが最大化させることが可能である。したがって、血管の内部から血管の外部に分布する生体組織を焼灼可能である一方で、生体組織との間に介在する血管の損傷を抑制することが可能である。
　また、第１の実施形態の血管挿入型治療デバイス１００によれば、超音波発生器１０４の陥凹部Ｃ内の深さ位置を調整可能なので、焼灼用超音波ＣＵＳの発熱エネルギーを最大化させる収束位置を調整することが可能である。
　例えば、アクチュエータ１０９を収縮させることにより収束位置ＣＰを血管挿入型治療デバイス１００に近づけることが可能である（図４（ａ）参照）、一方、アクチュエータ１０９を膨張させることにより収束位置ＣＰを血管挿入型治療デバイス１００から遠ざけることが可能である（図４（ｂ）参照）。
　したがって、焼灼すべき生体組織の血管からの距離が一様でなくても、収束位置を調整することにより、血管内膜などの損傷を抑制しながら、効率的に焼灼することが可能である。
　また、第１の実施形態の血管挿入型治療デバイス１００によれば、挿入体１０３を用いて焼灼用超音波ＣＵＳの照射位置を変えることが可能である。超音波振動子を用いた生体組織の焼灼においては、超音波を収束位置に収束させるため、焼灼可能な領域は収束位置付近のみである。血管挿入型治療デバイス１００全体を回転させることも可能であるが、メッシュバルーン１０１による固定を解除する必要があり煩雑な手技を要する。
　そこで、本実施形態においては、挿入体１０３を用いて照射位置を変えることにより、シース１０２の挿入端近辺の様々な位置に分布する生体組織を焼灼することが可能である。なお、挿入体１０３は手動または自動で回転させることが可能である。
　また、第１の実施形態の血管挿入型治療デバイス１００によれば、超音波発生器１０４の近傍に画像取得ユニット１０５が設けられるため、焼灼対象の生体組織の確認、および焼灼状況の確認等が容易である。
　また、第１の実施形態の血管挿入型治療デバイス１００によれば、メッシュバルーン１０１を用いて血管挿入型治療デバイス１００の挿入端近傍を血管内に一時的に固定することが可能である。血管挿入型治療デバイス１００を固定することにより、再生される画像のブレを低減化させることが可能であり、また焼灼用超音波ＣＵＳの照射位置に生じるブレを低減化させることが可能である。また、メッシュバルーン１０１を用いるので、血流を確保可能であり、血管挿入型治療デバイス１００を血管内で固定しながらも焼灼用超音波ＣＵＳを照射する血管内壁部の過熱を防止ことが可能である。
　次に、本発明の第２の実施形態に係る血管挿入型治療デバイスについて説明する。第２の実施形態では収束位置の調整手段が第１の実施形態と異なっている。以下に、第１の実施形態と異なる点を中心に第２の実施形態について説明する。なお、第１の実施形態と同じ機能および構成を有する部位には同じ符号を付す。
　図５に示すように、第２の実施形態における血管挿入型治療デバイス１０００は、シース１０２、挿入体１０３、超音波発生器１０４０、画像取得ユニット１０５、およびメッシュバルーン１０１（図２参照）等を含んで構成される。第２の実施形態において、シース１０２、挿入体１０３、画像取得ユニット１０５、およびメッシュバルーン１０１の構成および機能は第１の実施形態と同じである。
　第１の実施形態と異なり、挿入体１０３の陥凹部Ｃには、アクチュエータが設けられず、超音波発生器１０４０が埋設され、固定される。
　超音波発生器１０４０は、単一の超音波振動子１０６および可変音響レンズ１０７０を有する。超音波振動子１０６の構成および機能は第１の実施形態と同じである。
　可変音響レンズ１０７０は、第１の超音波振動子１０６の表面に設けられる。可変音響レンズ１０７０は、収束位置に超音波を収束させ、収束位置近傍における発熱エネルギーを最大化させる。第１の実施形態と異なり、可変音響レンズ１０７０は変形可能であり、変形することにより収束位置を変化させる。
　例えば、可変音響レンズ１０７０は凹面の曲率半径が変わるように変形可能であって、曲率半径を変動させることにより、収束位置を調整可能である。可変音響レンズ１０７０の曲率半径は、血管挿入型治療デバイス１０００に接続される収束位置制御部（図示せず）によって制御される。
　図６（ａ）に示すように、可変音響レンズ１０７０の曲率半径を短くすることにより、超音波の収束位置ＣＰを血管挿入型治療デバイス１０００に近づけることが可能である。一方、図６（ｂ）に示すように、可変音響レンズ１０７０の曲率半径を長くすることにより、超音波の収束位置ＣＰを血管挿入型治療デバイス１０００から遠ざけることが可能である。
　以上のような構成の第２の実施形態の血管挿入型治療デバイス１０００によっても、生体組織を焼灼可能である一方で、生体組織との間に介在する血管の損傷を抑制することが可能である。また、血管挿入型治療デバイス１０００によっても、収束位置を調整することが可能であって、血管からの距離にかかわらず生体組織を効率的に焼灼することが可能である。また、血管挿入型治療デバイス１０００によっても、シース１０２の挿入端近辺の様々な位置に分布する生体組織を焼灼することが可能である。また、血管挿入型治療デバイス１０００によっても、再生画像のブレおよび焼灼用超音波の照射位置に生じるブレを低減化可能である。また、血管挿入型治療デバイス１０００によっても、血管内へ血管挿入型治療デバイス１０００を固定しながら血管内壁部の過熱を防止可能である。
　次に、本発明の第３の実施形態に係る血管挿入型治療デバイスについて説明する。第３の実施形態では収束位置の調整手段が第１の実施形態と異なっている。以下に、第１の実施形態と異なる点を中心に第３の実施形態について説明する。なお、第１の実施形態と同じ機能および構成を有する部位には同じ符号を付す。
　図７に示すように、第３の実施形態における血管挿入型治療デバイス１００１は、シース１０２、挿入体１０３、超音波発生器１０４１、画像取得ユニット１０５、およびメッシュバルーン１０１（図２参照）等を含んで構成される。第３の実施形態において、シース１０２、挿入体１０３、画像取得ユニット１０５、およびメッシュバルーン１０１の構成および機能は第１の実施形態と同じである。
　第１の実施形態と異なり、超音波発生器１０４１は、基台１１０１および複数の第１の超音波振動子１０６１を含んで構成される。また、第１の実施形態と異なり、超音波発生器１０４１には、音響レンズが設けられない。
　基台１１０１は弾性部材によって、中央が窪んだ湾曲面ＣＳを有する形状に形成される。複数の第１の超音波振動子１０６１は、湾曲面ＣＳ上において挿入体１０３の長手方向に沿って並んだ状態で固定される。第１の超音波振動子１０６１は、すべて同じ位相、同じ周期で焼灼用超音波ＣＵＳを発生するように駆動される。
　超音波発生器１０４１は、挿入体１０３の陥凹部Ｃ内に埋設される。ただし、基台１１０１の中央近辺のみが陥凹部Ｃの底面に固定され、基台１１０１の端部ＥＰは固定されない。陥凹部Ｃの底面および基台１１０１の両端部ＥＰの間にアクチュエータ１１１１が設けられる。
　アクチュエータ１１１１は長手方向と垂直な方向に伸縮可能である。両端部ＥＰに設けたアクチュエータ１１１１を伸縮することにより、湾曲面ＣＳの曲率半径を調整可能である。
　例えば、図８（ａ）に示すように、アクチュエータ１１１１を膨張させることにより基台１１０１の歪みが大きくなり、湾曲面ＣＳの曲率半径が短くなる。湾曲面ＣＳの曲率半径を短くすることにより、収束位置ＣＰを血管挿入型治療デバイス１００１に近付けることが可能である。
　一方、図８（ｂ）に示すように、アクチュエータ１１１１を収縮させることにより基台１１０１の歪みが小さくなり、湾曲面ＣＳの曲率半径が長くなる。湾曲面ＣＳの曲率半径を長くすることにより、収束位置ＣＰを血管挿入型治療デバイス１００１から遠ざけることが可能である。
　以上のような構成の第３の実施形態の血管挿入型治療デバイス１００１によっても、生体組織を焼灼可能である一方で、生体組織との間に介在する血管の損傷を抑制することが可能である。また、血管挿入型治療デバイス１００１によっても、収束位置を調整することが可能であって、血管からの距離にかかわらず生体組織を効率的に焼灼することが可能である。また、血管挿入型治療デバイス１００１によっても、シース１０２の挿入端近辺の様々な位置に分布する生体組織を焼灼することが可能である。また、血管挿入型治療デバイス１００１によっても、再生画像のブレおよび焼灼用超音波の照射位置に生じるブレを低減化可能である。また、血管挿入型治療デバイス１００１によっても、血管内へ血管挿入型治療デバイス１００１を固定しながら血管内壁部の過熱を防止可能である。
　本発明を諸図面や実施形態に基づき説明してきたが、当業者であれば本開示に基づき種々の変形や修正を行うことが容易であることに注意されたい。従って、これらの変形や修正は本発明の範囲に含まれることに留意されたい。
　例えば、第１から第３の実施形態の血管挿入型治療デバイス１００、１０００、１００１において、メッシュバルーン１０１を設けたが、他のバルーンを用いて血管挿入型治療デバイス１００、１０００、１００１を血管内に一時的に固定可能な構成であってもよい。
　特に、血管内壁部の過熱を防止するバルーンであることが好ましい。例えば、図９、１０に示すように、シース１０２を中心に異なる方向に膨張可能な複数のバルーン１１２を有する構成によってもメッシュバルーン１０１と同様の過熱防止効果を得ることが可能である。また、例えば、図１１、１２に示すように、シース１０２を中心に全周囲に膨張可能であって、長手方向に貫通する孔部ＯＨが形成されたバルーン１１３を有する構成によってもメッシュバルーン１０１と同様の過熱防止効果を得ることが可能である。
　また、例えば、図１３に示すように、長手方向に垂直な平面にそった断面が星型となるように形成したバルーン１１４を有する構成によってもメッシュバルーン１０１と同様の過熱防止効果を得ることが可能である。また、例えば、図１４に示すように、複数のワイヤ１１５を用いてバルーン１１６を部分的に膨張させる構成によってもメッシュバルーン１０１と同様の過熱防止効果を得ることが可能である。
　あるいは、血管内壁を冷媒により冷却可能な灌流バルーン、クライオバルーンを用いて、血管の過熱を防止することも可能である。超音波を用いた焼灼では、焦点において発熱エネルギーを最大化させることが可能であるが、収束前の超音波を伝播する血管内壁を含む血管壁も超音波により発熱し得る。それゆえ、冷却型バルーンを用いることにより血管内壁に生じ得る損傷の可能性をさらに低減化させることが可能である。
　また、第１から３の実施形態において、画像取得ユニット１０５は超音波を用いて画像を取得する構成であるが、ＴＤ－ＯＣＴおよびＨＵＤ－ＯＣＴ等のように光学情報に基づいて画像を取得する構成であってもよい。
　１００、１０００、１００１　血管挿入型治療デバイス
　１０１　メッシュバルーン
　１０２　シース
　１０３　挿入体
　１０４、１０４０、１０４１　超音波発生器
　１０５　画像取得ユニット
　１０６、１０６１　第１の超音波振動子
　１０７　音響レンズ
　１０７０　可変音響レンズ
　１０８　撮像用超音波振動子
　１０９　アクチュエータ
　１１０１　基台
　１１１１　アクチュエータ
　１１２　バルーン
　１１３　バルーン
　１１４　バルーン
　１１５　ワイヤ
　１１６　バルーン
　２００　ガイディングカテーテル
　Ｃ　陥凹部
　ＣＰ　収束位置
　ＣＳ　湾曲面
　ＣＵＳ　焼灼用超音波
　ＥＰ　端部
　ＦＡ　大腿動脈
　ＩＵＳ　撮像用超音波
　ＯＨ　孔部
　ＲＡ　腎動脈
　ＳＮ　交感神経

Claims (8)

  1. 　収束位置において収束する超音波を発する超音波発生器と、
    　前記収束位置を調整する位置調整手段と、
    　両端に基端および挿入端を有する長手形状であり、該挿入端近傍に前記超音波発生器が設けられる挿入体とを備える
    　ことを特徴とする血管挿入型治療デバイス。
  2. 　前記超音波発生器は、超音波を発する超音波振動子を有し、
    　前記位置調整手段は、前記超音波発生器に設けられ、前記超音波振動子が発する超音波を前記収束位置に収束させ、変形することにより前記収束位置を変化させる音響レンズである
    　ことを特徴とする請求項１に記載の血管挿入型治療デバイス。
  3. 　前記超音波発生器は、超音波を発する超音波振動子と、前記超音波振動子が発する超音波を前記収束位置に収束させる音響レンズを有し、
    　前記位置調整手段は、前記挿入体における前記超音波発生器の位置を変化させるアクチュエータである
    　ことを特徴とする請求項１に記載の血管挿入型治療デバイス。
  4. 　前記超音波発生器は、可撓性部材の中央が窪んだ湾曲面を有する基台と、前記湾曲面に配置される複数の超音波振動子とを有し、
    　前記位置調整手段は、前記湾曲面の曲率を変化させるアクチュエータである
    　ことを特徴とする請求項１に記載の血管挿入型治療デバイス。
  5. 　前記挿入体は、基端において供給される前記長手形状に沿った長手方向を軸に回動させるトルクを伝達することを特徴とする請求項１に記載の血管挿入型治療デバイス。
  6. 　前記挿入体の前記第１の超音波発生器の近傍に設けられ、前記第１の超音波発生器の周辺の画像を取得可能な画像取得ユニットを備えることを特徴とする請求項１に記載の血管挿入型治療デバイス。
  7. 　前記挿入体および前記第１の超音波発生器を覆う管状のシースと、
    　前記シースの前記挿入体の挿入端側の端部近傍に設けられ、前記シースの周囲に膨張可能なバルーンとを備える
    　ことを特徴とする請求項１に記載の血管挿入型治療デバイス。
  8. 　前記バルーンは、前記バルーンの膨張時に前記バルーンに接触する部位の過熱を防ぐ冷却バルーンであることを特徴とする請求項７に記載の血管挿入型治療デバイス。
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