(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
心筋の血液潅流を増大させるための装置であって、前記装置は、
管腔を含み、かつ先端部を有する長尺状のカテーテルと、
前記カテーテルの管腔内に配置されるスパイクの形態である埋設要素と、を含み、
前記埋設要素の長さは同埋設要素が心内膜から心筋層内へ貫通し、かつ該心筋層内に孔を形成するうえで充分な長さであり、
前記埋設要素は管腔を有し、かつ
前記埋設要素は、血管新生促進材料を含むこと、を特徴とする装置。
【請求項２】
前記埋設要素の管腔は管腔壁により境をなし、かつ前記管腔壁は同管腔壁を貫通する側孔を有する、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記管腔壁は同管腔壁を貫通する複数の側孔を有する、請求項２に記載の装置。
【請求項４】
前記埋設要素の管腔は管腔壁により境をなし、かつ前記管腔壁は血液を通過させる多孔性のものである、請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記埋設要素は生分解性材料にて形成される請求項１乃至４のいずれか一項に記載の装置。
【請求項６】
前記埋設要素は前記心筋層に穿孔することが可能な尖鋭な末端を有する請求項１乃至５のいずれか一項に記載の装置。
【請求項７】
前記血管新生促進材料は、増殖因子及びエストロゲンからなる群から選択される請求項１乃至６のいずれか一項に記載の装置。
【請求項８】
前記埋設要素はＸ線不透過性材料も含む請求項１乃至７のいずれか一項に記載の装置。
【請求項９】
前記埋設要素は、前記血管新生促進材料を創傷中に保持するための接着剤を含む、請求項１乃至８のいずれか一項に記載の装置。
【請求項１０】
前記接着剤はフィブリン糊、シアノアクリレート及びヒドロゲルからなる群より選択される請求項９に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（関連出願情報）
この出願は、１９９７年１１月４日に出願された、発明の名称が「経心筋血管再生増殖因子媒体及び方法」（“ＴＲＡＮＳＭＹＯＣＡＲＤＩＡＬ  ＲＥＶＡＳＶＵＬＡＲＩＺＡＴＩＯＮ  ＧＲＯＷＴＨ  ＦＡＣＴＯＲ  ＭＥＤＩＵＭＳ  ＡＮＤ  ＭＥＴＨＯＤ”）である米国仮特許出願第６０／０６４，２１０号、ならびに１９９７年３月６日に出願された、発明の名称が「経心筋血管再生カテーテル及び方法」（“ＴＲＡＮＳＭＹＯＣＡＲＤＩＡＬ  ＲＥＶＡＳＣＵＬＡＲＩＺＡＴＩＯＮ  ＣＡＴＨＥＴＥＲ  ＡＮＤ  ＭＥＴＨＯＤ”）である米国特許出願第０８／８１２，４２５号の出願日遡及の特典を享受するものである。
【０００２】
（発明の分野）
この出願は心筋への血液循環を促進するための装置及び方法に関する。本発明は詳細には経皮的心筋血管再生（ＰＭＲ）装置及び方法に関するものである。
（発明の背景）
心臓血管の病気を治療するための、心臓血管バイパス術、冠状動脈血管形成術、レーザ血管形成術及びアテレクトミーなどの多くの技術が存在する。通常、これらの技術はバイパスや開放病変に対して用いられ、心筋への血流を回復し、これを増大させる。患者によっては、病変部の数が多すぎることにより、また患者の血管内の病変の場所が離れすぎていることにより、心筋への血流の回復が困難な場合がある。バイパスの形成や病変の除去を目的としたこれらの技術に代わるものとして、皮下的心筋血管再生術（ＰＭＲ）が開発された。ＰＭＲは心臓の心筋層に直接穿孔することにより行われる。
【０００３】
ＰＭＲは、爬虫類では心筋に、心室内から心筋へと直接潅流する血液が主として供給されるという観察に一部触発されたものである。これは大動脈から血液を受ける冠状動脈によって供給されるヒトの心臓とは対照的である。ＰＭＲによる治療を受けた患者の一部において良好な結果が示されている。こうした結果は、心室内から、ＰＭＲによって形成された開存性の孔を通って心筋組織に流れる血液に一部基くものであると考えられている。レーザによる焼灼、機械的手段による切開、及び無線周波装置による焼灼によって適当なＰＭＲ孔を形成することが提案されている。血流の増大も、創傷の形成に対する治癒応答、具体的には新たに形成された創傷に対する応答として新しい血管が形成されることによるものとやはり考えられている。
【０００４】
提供されるべきものは、心筋組織への血液の潅流を増大させるための改良された方法及び装置である。提供されるべきものは、これまでＰＭＲによって可能でであった血流を上回って血流を増大させるための方法及び装置である。
【０００５】
（発明の概要）
本発明は心筋層への血液循環を増大させるための装置及び方法を含むものである。循環は心臓の室房から心筋層内に到る開存性の孔によって、また新たな血管の形成によって増大させることが可能である。新たな血管には、左心室などの心臓の室房の内部から、また周辺の健康な心組織の既存の血管から血液が供給される。新たな血管の形成は、本発明に基づいて形成される創傷に対する治癒応答によって促進することが可能である。新たな血管の形成は、本発明に基づけば心筋層に供給される脈管形成物質によっても促進される。
【０００６】
本発明に基づく方法群の１つでは、好ましくは心臓の内部からカテーテルによって心筋層内に送達される、管やスパイクなどのシャフトを利用する。好ましくはこれらの管は、時間の経過にともなって放出される脈管形成物質を含むか、あるいはこうした物質によってコーティングされる。これらの管は、身体に吸収される生分解性のものを使用することが可能であり、特定の実施形態の管では、吸収される脈管形成物質によって囲まれる心筋層内に開存性の孔が残る。他のＰＭＲ管は生分解性ではないが、内部を通じて延びる管腔を有し、管の全長に沿って側口が設けられて管腔内から心筋層へのアクセスが与えられる。この非生分解性の管は、金属、高分子または他の生体安定性材料にて形成することが可能である。好ましくは非生分解性の管は、徐放される脈管形成物質にてコーティングされるか、もしくはこうした物質を含有し、管の全長に沿って新たな血管の形成を促進する。新たな血管には管の側孔を通じて血液が供給される。一方法では心臓の外部から心筋層内に進められるＰＭＲスパイクを使用し、開心術や低侵襲性手術において用いることが可能である。
【０００７】
本発明に基づく別の方法群では、心筋層内に脈管形成物質を注入する。好ましい一方法では、小さなボア孔を形成するか、心臓内でカテーテルを使用して心筋層に直接針で注入する。孔を形成した後、脈管形成物質を含む流体、ゲル、または接着物質を孔に注入する。一方法では、脈管形成物質が心筋層に吸収されるのにしたがって、脈管形成物質によって処理された心筋組織により囲まれた開存性の孔が残る。別の一方法では、注入孔は閉じ、開存性の孔が残ることはない。新たな血管の形成は、創傷に対する治癒応答、及び脈管形成物質の両方によって促進される。心筋組織への血液循環は、開存性の孔、ならびに、既存の冠状血管及び心臓の内部からの供給を受ける新しい血管の両方によって増大する。別の一方法では、開心術や低侵襲性手術と組み合わせて、心臓の外部から心筋層内に脈管形成物質を注入する。
【０００８】
更なる別の方法群では、心臓の外側に創傷を形成し、この創傷に脈管形成物質を含むパッチを適用する。創傷は好ましくは心筋層にまで達する。治癒応答は脈管形成物質によって促進され、創傷の周辺で新たな血管の形成を促進する。創傷は通常は心室の内部に達することはないが、新たに形成される血管は心室の内部に達し、更には健康な心組織の既存の血管に繋がる。健康な組織から冬眠中の組織内に延びる創傷により、健康な組織から冬眠中の組織内に到る血管のネットワークが形成され、冬眠中の組織に血液が供給される。別の一方法では、心臓に著明な創傷を形成することなく脈管形成物質を含む外部パッチを適用する。
【０００９】
本発明における使用に好適と考えられる脈管形成物質としては、血管上皮増殖因子（ＶＥＧＦ）及び繊維芽細胞増殖因子（ＦＧＦ）が含まれる。本発明の増殖因子の担体としてはヒドロゲルが含まれる。本発明を結合するうえで適当な接着剤としてはフィブリン糊やシアノアクリレートが含まれる。
【００１０】
（発明の詳細な説明）
ここで図面を参照する。幾つかの図を通じ、類似の要素は類似の参照符合にて示してある。図１には、動脈２２、左心室３０、及び心筋層２８を有するヒト心臓２０が示されている。ガイドカテーテル２６内に経皮的心筋血管再生（ＰＭＲ）カテーテル２４が配置され、ガイドカテーテル２６は動脈２２及び左心室３０内に配置されている。ＰＭＲカテーテル２４は、既に複数の孔すなわち穿通孔３２を形成し、これらの孔を血管新生促進物質すなわち脈管形成物質３４にて充填し終えた状態にて示されている。好ましい物質としては、血管上皮増殖因子（ＶＥＧＦ）、繊維芽細胞増殖因子（ＦＧＦ）、及びエストロゲンがある。脈管形成物質３４は、時間の経過にしたがって放出されるヒドロゲルのような生分解性物質を担体とすることが好ましい。担体物質は、脈管形成物質を固定し、これを心室内に引き込もうとする力に抗するために接着される。特定の実施形態においては、担体物質としてＸ線不透過性物質が含まれる。Ｘ線不透過性物質により、孔の深さや、引き出された、すなわち洗い流された物質を可視化することが可能である。孔３２は、生分解性物質の分解後も開存状態に保つことが可能であり、脈管形成物質によって、孔の壁の近傍における、また心筋層内への血管の成長が促進される。孔３２は閉鎖することも可能であり、開存状態の孔はなくなるが新たに形成された血管は残る。発明者等は、脈管形成物質によって新血管の成長が大幅に促進され、左心室の内部から左心室の心筋層への血流が増大するものと考える。新たに成長した血管は、吻合部において他の血管に合流し、左心室から、及び冠状動脈により供給される他の血管から血液供給を受ける心筋層内に血管の大きなネットワークを形成する。
【００１１】
図２は、外側シャフト３６及び内側シャフト３８を有するカテーテルの一実施形態を部分断面図にて概略的に示したものである。内側シャフト３８は、開口４２を有し、末端側に配置される切開先端部４０を好ましくは備える。開口４２は末端部４０を介して管腔５２と流体移動可能に連通している。内側シャフト３８は、基端側シャフト部分４４及びより高い可撓性を有する末端側シャフト部分４６を好ましくは有する。内側シャフト３８はモータ４８に連結され、回転に対して固定された外側シャフト３６に対し、内側シャフト３８の中心軸を中心として回転することが可能である。モータ４８は電池５０として概略的に示された電源に接続される。外側シャフト３６と内側シャフト３８との間の間隔は、内側シャフト３８が外側シャフト３６に対して充分な回転を行えるように充分な大きさでなければならない。回転運動は、これにより切開先端部４０内の心筋性物質が取り除かれ、大径かつ開存性の孔が形成されるために好ましい。一方法においては、内側シャフト３８は外側シャフト３６に対して回転せず、大径の孔を心筋に残すことなく脈管形成物質を注入することが可能である。内側シャフト３８は外側シャフト３６に対して長手方向に摺動可能である。
【００１２】
図３は、図２に概略的に示されたＰＭＲカテーテル２４の内側シャフト３８を部分側断面図にて示したものである。好ましくは皮下針先端である切開先端部４０は、内側シャフト３８の長手方向の中心軸に対して鋭角の角度をとって末端側に配置される切開エッジ４２を有する。先端部４０は開口４２に対して流体移動可能に連通した管腔５２を有する。管腔５２及び開口４２により、脈管形成物質及び接着剤を先端部４０を通じて移送し、先端部４０によって形成されたばかりの孔に注入することが可能である。特定の実施形態では、脈管形成物質とともにＸ線不透過性物質が含まれる。Ｘ線不透過性物質により、注入が適正に行われたことの確認、孔の深さの可視化、及び孔から引き出された、すなわち洗い流された任意の物質を可視化することが可能である。先端部４０は、好ましくは皮下針にて構成されるが、当業者に知られるような適当な耐久性及び生体適合性を有する他の材料にて構成することも可能である。先端部４０は例として０．０９１４４ｃｍ（０．０３６インチ）の外径を有する。
【００１３】
基端側シャフト４４は末端側シャフト４６よりも高い剛性を有するステンレス鋼製下部管にて好ましくは構成される。シャフト４４は管腔５６を通じて長手方向に延びる。基端側シャフト４４は、好ましくは内側シャフト３８の全長の大半にわたって延び、内側シャフト３８の可推進性及び可捩性が向上する。基端側シャフト４４に対しては下部管を用いた構成が好ましいが、シャフト４４は後に詳述する末端側シャフト４６と同様の構成を有することも可能であり、また当該技術分野において知られる充分な可捻性及び可推進性を有する別の構成を用いることも可能であることは認識されよう。
【００１４】
末端側シャフト部分４６は好ましくは基端側シャフト４４よりも高い可撓性を有し、切開先端部４０に隣接する内側シャフト３８の可追従性が向上する。末端側シャフト４６は、全体を通じて延びる長尺状管腔６０を有する螺旋状コイル５８にて構成することが可能であり、管腔６０は基端側シャフト４４の管腔５６及び切開先端部４０の管腔５２に対して流体移動可能に連通する。コイル５８はポリマ製シース６２により包囲される。シース６２はＰＴＦＥ、収縮包装や当業者に知られる他の類似の生体適合性材料にて形成することが可能である。管腔６０の管腔壁を構成する内部コイル５８を同様にコーティングすることが可能である。シャフト４６はまたニチノールなどの超弾性合金にて形成することも可能である。
【００１５】
先端部４０及び基端側シャフト４４は、２個の短い管状部分６４により末端側シャフト４６に連結することが可能であり、それぞれ管腔５６及び６０、及び、管腔５６及び５２内に挿入することが可能である。管状部分６４としては、小径の下部管部分、または、管腔５２，５６及び６０に対して流体移動可能に連通する管腔を有するとともに充分な耐久性かつ生体適合性を有する他の管状要素を用いることが可能である。接着剤、ブレイズ、またはタップを用いて部分６４をシャフト４４及び４６ならびに先端部４０に対して取り付けることが可能である。
【００１６】
使用に際しては、内部シャフト３８の切開先端部４０を、カテーテル管により血管を通じて心臓壁及び心筋層に送達することが可能である。一実施形態においては、切開先端部４０が心臓壁に接触させられると、モータ４８が作動して切開先端部４０、ひいてはブレード４２を回転させる。切開先端部４０を更に心臓の心筋層内に前進させることにより、回転ブレードの径路上の組織が破砕される。破砕された組織は内側シャフト３８を通じて延びる管腔５２を通じて吸引することが可能である。切開先端部４０は回転させることなく心筋層に貫通させることが可能である点は認識されよう。しかし、先端部４０を回転させない場合、一般に組織は破砕されない。
【００１７】
一般に孔の深さは心臓壁の厚さの１／３〜３／４である。個々の孔の深さは個々の患者に対してケースバイケースで決められる。超音波法を使用して患者の心臓を可視化し、好適な孔の深さを決定することが可能である。一方法においては、Ｘ線不透過性物質を孔に注入して孔の深さを決定することが可能である。Ｘ線不透過性物質の注入、及びＸ線透視法などの方法を用いた孔の深さの可視化に続いて孔を切開形成することが可能である。所望の孔の深さが得られるまで切開、Ｘ線不透過性物質の注入、及び深さの可視化の一連の動作を繰返すことが可能である。孔の深さは心筋層内への切開先端部４０の貫通の深さに一般に比例する。切開先端部４０の回転速度は、先端部４０が作用する心組織の性質に応じて異なり得るが、切開先端部の進路上の組織が破砕される程度に充分に高速でなければならない。造影剤を増殖因子薬剤に配合、または混合することが可能である。
【００１８】
内側シャフト３８及び管腔５２を使用して、先端部４０が固定されている間に脈管形成物質、接着剤、及び他の担体物質を心筋層内に送達することが可能である。好ましい一方法においては、接着剤は先端部から出た後に硬化する。一方法では水分硬化性の接着剤を使用する。心筋層に形成された孔の壁に脈管形成部物質が接着させられることにより、脈管形成物質は心筋層内に留まりやすい。好ましくは、脈管形成物質は接着剤によって、孔から引き出す力に抗するだけの充分な強さで孔の壁に結合させられるが、この際、接着剤は分解または吸収され、接着剤から脈管形成物質が拡散し、心筋層内に吸収されることが可能である。Ｘ線透視剤すなわちＸ線不透過性物質を脈管形成物質と組み合わせて使用することにより、引き出された物質を可視化することが容易となる。
【００１９】
図４を参照すると、心筋領域７８内に埋設されたＰＭＲ管状埋設要素すなわちスパイク６６が示されている。管６６は生分解性のもの、もしくは永久的なものを用いることが可能である。ＰＭＲ管すなわちスパイクは幾つかの機序によって動作するものと考えられる。第１に、これらの管を心筋層内に進めることにより血管新生などの治癒応答が引き起こされるものと考えられる。第２に、これらの管により所定の長さの時間にわたって心筋層に脈管形成剤を送達する。これにより治癒応答とは別に、新たな血管の増殖が促進される。増殖因子の送達により、一般に更に治癒応答が速くなり、埋設された管に対する好ましくない応答は最小化される。第３に、管腔及び側孔を有する管により、これらの管を通じて心筋層に血流を与えるための孔が管内に与えられる。
【００２０】
管の好ましい一実施形態では、円形の断面形状、管腔７０、側孔７４、基端側開口８０、及び末端側開口６８を有し、基端側開口８０、管腔７０、側孔７４、末端側開口６８を通じて、心筋組織への血流が与えられる。管６６は以下に詳述する生分解性の高分子材料にて好ましくは形成される。一実施形態では、管状壁は大きな別個の孔を有するものではなく、血液を通過させる多孔性のものが用いられる。別の一実施形態は、管腔を有さず、生分解性材料内に埋設される、時間の経過にともなって放出される増殖因子にて構成され、これにより脈管形成物質が心筋組織内に送達されるとともに管が溶解し、脈管形成物質にて処理される組織によって囲まれる開存性の孔が形成される。管６６は心筋層中への挿入を容易とするための切開先端部７２を好ましくは有する。管はスパイクの心筋層中への保持を助けるために逆目形成された外表面を有することも可能である。管は、管が既に埋設されている部分をＸ線透視法により可視化することを助ける手段としてＸ線不透過性物質を含むことが可能である。これらの管は健康な組織から冬眠中の組織へと所定の規則性にて埋設することが可能であり、冠状動脈及び心室自体から供給される血液の両方を運ぶ新たな血管のネットワークを形成する。
【００２１】
管は心室内からカテーテルの管腔を通じて送達される。管はまた、開心術や低侵襲性手術において外部から心筋層中に導入することも可能である。外部から送達される管は、管腔、側孔、血液の損失を最小化するための閉鎖基端、及び、管が心筋から引き出される可能性を低減するための逆目を有する外表面を好ましくは有する。低侵襲性の術式においては、ＰＭＲ管を長尺のカテーテルを通じて心膜内に導入することが可能である。ＰＭＲ管は心筋層を通じて全体を進めることが可能であり、またこうした進入の途中で止めることも可能である。発明者等は、外部から挿入されるこうしたＰＭＲ管によって、ＰＭＲ管が心内膜にまで貫通しない場合においても心筋層中の血管新生を大幅に促進することが可能であると考える。
【００２２】
図５を参照すると、心筋層内の血管新生を促進するための別の方法が示されている。心臓２０は左心室の外側において創傷８４を有する。創傷８４は心膜から心筋層に至る複数の切創８６により構成される。一方法においては、創傷は図５に示されるような楔形の切創ではなく、複数の穿刺として構成される。図６を参照すると、創傷の形成後に脈管形成物質、創傷治癒薬、及び増殖因子を創傷に適用して治癒応答を促進する。増殖因子及び治癒薬を含むことにより、脈管形成の目的は達成されないにせよ、心臓の創傷の治癒を促進することが可能である。更に創傷を覆ってパッチ９０を用いることにより、創傷上に脈管形成物質を保持することが可能である。一実施形態では接着剤によりパッチを固定する。
【００２３】
パッチ９０は、必要がなくなった時点で身体に吸収される生分解性のものであることが好ましい。特定のパッチでは、パッチの内部から滲出する脈管形成物質のための溜り部を有し、時間の経過にしたがって更なる創傷治癒及び脈管形成化合物が供給される。
【００２４】
心臓の外側への創傷の形成及びパッチの適用は、こうした術式を行ううえで心臓にアクセスすることが可能な開心術と組み合わせて行うことが可能である。また、低侵襲性の術式によって心臓にアクセスして心臓に外側から創傷を形成し、比較的小さな開口部を通じてパッチを適用することが可能である。出願人は、心臓の外側に創傷を形成することにより、創傷領域への新血管形成を含む治癒応答が心筋層内で引き起こされるものと考える。こうした切創は心室壁の厚さの全体にわたらないことが好ましいが、出願人は心筋層内に切創を形成することによって、心室内からの血管供給を受けるとともに冠状動脈によって供給されることが可能な心筋層内で血管の増殖が引き起こされるものと考える。
【００２５】
本発明に基づけば各種の脈管形成物質及び増殖因子の使用が可能である。本発明における使用に適当な増殖因子としては、繊維芽細胞増殖因子（ＦＧＦ、ＦＧＦ−１、ＦＧＦ−２）、血管上皮増殖因子（ＶＥＧＦ−２を含む全てのもの）、及び内皮細胞有糸分裂誘発性増殖因子などが含まれる。エストラジオール（Ｅ２）、エストリオール（Ｅ３）、及び１７−ベータエストラジオールを含むエストロゲンなどの脈管形成性物質もやはり本発明における使用に適当であると考えられる。エストロゲンは脈管形成を誘導し、透過性を増大させるものと考えられる。これにより、血管新生を通じて局所的な血液循環が増大する。心組織への遺伝子導入を行うことも可能である。
【００２６】
本発明における使用に適当な生分解性ポリマとしては、ポリ（Ｌ−ラクチド）（ＰＬＬＡ）、ポリ（Ｄ，Ｌ−ラクチド）（ＰＬＡ）、ポリグリコリド（ＰＧＡ）、ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−Ｄ．Ｌ．ラクチド）（ＰＬＬＡ／ＰＬＡ）、ポリ（Ｌ−ラクチド−コ−グリコリド）（ＰＬＡ／ＰＧＡ）、ポリ（炭酸グリコリド−コ−トリメチレン）（ＰＧＡ／ＰＴＭＣ）、ポリジオキサノン（ＰＤＳ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリヒドロキシブチレート（ＰＨＢＴ）、ポリ（ホスファジン）、ポリ（Ｄ，Ｌ−ラクチド−コ−カプロラクトン）（ＰＬＡ／ＰＣＬ）、ポリ（グリコリド−コ−カプロラクトン）（ＰＧＡ／ＰＣＬ）、ポリ（ホスファーゼエステル）、及びポリ無水物などが含まれる。増殖因子と混合するうえで適当な他の物質としては、ヒドロゲル、酸化ポリエチレン及びその共重合体、ポリビニルピロリドン、ポリアクリレート、ポリエステル、ゼラチン、コラーゲン、タンパク質、アルギン酸ナトリウム、カラヤガム、グアーガム、寒天、アルギン、カラギーナン、ペクチン、キサンタン、デンプン性ガム、セルロースのヒドロキシアルキル及びエチルエーテル、カルボキシメチルセルロースナトリウム、ポリビニルアルコール、及び親水性ポリウレタンが含まれる。
【００２７】
本発明においては、心臓の創傷を覆ってパッチを接着するため、及び創傷中に脈管形成物質を保持するために、各種の接着物質を適当に用いることが可能である。こうした接着物質の１つとしてゼラチン及びポリ（Ｌ−グルタミン酸）（ＰＬＧＡ）からなるヒドロゲルがある。このヒドロゲルはゼラチンとポリ（Ｌ−グルタミン酸）とを化学的に架橋することにより形成される。他の接着剤としてフィブリン接着物質がある。好適なフィブリン接着物質の１つでは、フィブリノーゲン、トロンビン、塩化カルシウム、及び第ＶＩＩＩ因子が含まれる。接着物質の別のファミリーとして、シアノアクリレート類がある。好適なシアノアクリレート類としては、ブチル−２−シアノアクリレート（ヒストアクリル）、エチル−２−シアノアクリレート、及びオクチル−２−シアノアクリレートが含まれる。ゼラチン−レゾルシノールホルムアルデヒド−グルタルアルデヒドは別の好適な接着物質である。
【００２８】
出願人は、アミノ基、ジ及びトリジオール基を有するポリウレタン、酢酸ポリビニル、ポリアミド、ポリビニルアルコール、ポリスチレン、ポリラクチド、ポリラクトン、ポリエステル、ポリアミド、及びポリウレタンを含むブロック共重合体、及びこれらの組合わせや混合物などの、適当な接着性を有する多くのポリマの使用も可能であると考えるが、これらに限定されるものではない。
【００２９】
増殖因子、脈管形成物質、及び生分解性担体や接着剤を、心室壁の穿孔に対して内側から適用し、心臓の外側の創傷に対して外側から適用し、管やスパイクに組み込んで心筋層内へ埋設することが可能である。
【００３０】
図７は、投薬アクチュエータ銃１１２及びカテーテル１１４を有するＰＭＲカテーテルアセンブリ１１０を示す概略図である。銃１１２は本体１１６を有する。図７においては概略的に示されているが、本体１１６の内部には注射器１１８、摺動体１２０及びプランジャ１２４が摺動可能に配置されている。注射器１１８、摺動体１２０、及びプランジャ１２４は、各要素の近くの矢印によって示されるように基端及び末端方向に摺動可能である。トリガ１２２はピン１２３を中心として回動可能に本体１１６に取り付けられている。器械設計の技術分野における当業者であれば、ここに示される概略的な説明に基づいて銃１１２を容易に製造することが可能であることは理解されよう。
【００３１】
カテーテル１１４は、内側管状シャフト１２６を有する。内側管状シャフト１２６は鋭利に形成された末端１２７を有する。注射器１１８、摺動体１２０及びプランジャ１２４と同様、内側シャフト１２６は矢印によって示されるように基端及び末端方向に可動である。より詳細には、内側シャフト１２６は、先端部１２７がカテーテル１１４の外側シャフト１２９内に位置する基端側位置Ａから、先端部１２７が外側シャフト１２９の末端側に位置する第２の位置Ｂへと動かすことが可能である。
【００３２】
注射器１１８は、所定量の薬剤または他の流体を入れるための内側空間１３０を有する。プランジャ１２４の末端にはプランジャシール１３２が配される。プランジャシール１３２を有する注射器１１８は、銃１１２内への設置に先立って所定量の薬、物質や他の流体を予め封入していることが好ましい。注射器１１８は、内部シャフト１２６を注射器１１８に流体移動可能に連結するためのルエル嵌合部１２８または同様の取り付け要素を備える。プランジャ１２４の基端はハンドル１３４を有する。ハンドル１３４を用いてハウジング１１６内でプランジャ１２４をプランジャの長手方向の中心軸を中心として回転させることが可能である。プランジャ１２４はプランジャから突出する複数の歯を有する。注射器１１８は更にクレードル１３８を有し、クレードル１３８内にはバネ１４２によってプランジャ１２４の方向に付勢された１方向プランジャロック１４０が配置される。ロック１４０は、プランジャ１２４の歯１３６が末端側に進むことは可能であるが、プランジャ１２４が基端側に引き戻されることは防止するように歯１３６に対して係合する斜面を有する１以上の歯を有する。しかし、プランジャ１２４は、これをハンドル１３４によってプランジャの中心軸を中心として回転させ、歯１３６が例として図７に示されるように下方を向くのではなく上方を向くように、ロック１４０から遠ざかる方向に向けられる場合には基端側に引き戻すことが可能である。
【００３３】
摺動部１２０は注射器１１８のクレードル１３８に対して係合可能な表面を有する注射器規制要素１４４を備える。摺動部１２０にはピン１４８によってプランジャ推進要素１４６が回動可能に取り付けられている。推進要素１４６は図７に示されるようにバネ１５０によって垂直位置に向けて付勢されている。摺動部１２０がプランジャ１２４に対して基端側に動くのにしたがって、推進要素１４８は矢印によって示されるように下方に向けて回動し、摺動部１２０はプランジャ１２４に対して基端側に動くことが可能となる。推進要素１４６は歯１３６を通過すると回動して垂直位置に復帰し、摺動部１２０によって垂直位置に保持され、歯１３６の内の１つの、垂直な基端側の側面に対して係合する。摺動部１２０は溝１５２を有する。ピン１５６がトリガ１２２の一端を通じて延び、溝１５２内で摺動可能となっている。トリガ１２２はバネ１５８によって図に示される位置に向けて付勢されている。トリガ１２２は図に示される位置と調節ネジ１６０との間で矢印によって示される方向にピン１２３を中心として回動可能である。調節ネジ１６０はトリガ１２２に対して係合可能な末端１６１を有し、トリガ１２２のピン１２３を中心とした時計周り方向の回動を制限する。
【００３４】
カテーテル１１４は好ましくはＸ線不透過性かつ非外傷性のフッド１６３を末端において有し、マニホルド１６４を基端において有する。マニホルド１６４は、内側シャフト１２６と外側シャフト１２９との間に区画される管腔を通じてカテーテルに流体を注入する、あるいはカテーテルから流体を取り出すための開口１６６を有する。マニホルド１６４は更に、本体１１６をカテーテル１１４に連結するための、本体１１６の一部に係合可能なフランジ１６８を有する。
【００３５】
図８は、注射器１１８を有するカテーテル１１４の部分を含むカテーテルアセンブリ１１０の一部の断面図である。ルエル嵌合部１２８は、内側シャフト１２６に連結された適合するルエル嵌合部１７４の螺刻部１７２に対して係合可能な螺刻部１７０を有する。注射器１１８はポリマまたはゴム製シール１７６によってシールされる内側シャフト受け管腔１７５を有する。シール１７６は、螺刻部１６２が螺刻部１７０内に進められる際に内側シャフト１２６の尖鋭末端１６７によって穿通される。これにより内側シャフト１２６を介して管腔と空間１３０とは流体移動可能に連通する。フランジ１６８はシール１７１の一部として構成することが可能である。シール１７１は内側シャフト１２６とマニホルド１６４との間に実質的に液密のシールを与えるが、内側シャフト１２６は外側シャフト１２９のマニホルド１６４の内部において矢印にて示される基端及び末端方向に動くことが可能である。バネ１７８は内側シャフト１２６をマニホルド１６４及び外側シャフト１２９に対して末端方向に付勢する。内側シャフト１２６の末端方向への移動は、係止盤１８０とマニホルド１６４の係止リング１８２とが係合することによって制限される。
【００３６】
図９は、内側シャフト１２６及び外側シャフト１２９を有するカテーテル１１４の好適な一実施形態を断面図にて示したものである。図９に示されるように外側シャフト１２９は適当な熱接着剤を使用してマニホルド１６４に連結される。外側シャフト１２９は、好ましくは、例として、ＰＥＢＡ製の内側層及び外側層、及びその間に配されるステンレス鋼製強化ブレードを有する共有ブレード要素としての基端側部分１８４を備える。外側シャフト１２９は更に、バネコイル１８８及び外側ポリエチレンシース１８６を有する末端側部分を好ましくは有する。シース１８６の末端にはフード１６３が取り付けられている。フード１６３は非外傷性材料にて好ましくは形成され、Ｘ線透視法による可視性を向上させるためにＸ線不透過性材料を含むことが可能である。内側管１２６は、例として熱処理したステンレス鋼にて形成することが可能な基端側部分１９０、及びニチノール製の下部管にて好ましくは形成される末端側部分１９２を好ましくは有する。末端側管１９２の末端には末端側先端部１２７を有する針１９４が、Ｘ線不透過性であり得るスウェージカラー１９６によって取り付けられる。スウェージカラー１９６はフード１６３に対して係合して外側シャフト１２９に対する内側シャフト１２６の末端方向への移動を制限する。
【００３７】
当業者によれば、ここに開示される装置を構成するうえで有利に使用することが可能な多くの材料が考えられる点は認識されよう。これらの材料は装置が供される用途を考慮して選択されなければならない。
【００３８】
使用時においてはカテーテル１１４を、図１のカテーテル２４と同様、大腿動脈、上腕動脈、または頚動脈を通じて、例として左心室などの心臓の室房内に進めることが可能である。カテーテル１１４のフード１６３は、選択された位置において心室の心内膜に対して接触させられる。注射器１１８の空間１３０は、好ましくは、例として先に述べたような種類の薬剤や増殖因子にて予め充填される。次にトリガ１２２が、図７に示される位置から設定ネジ１６０に向かう方向に時計回りに回動させられる。これにより摺動体１２２は末端方向に摺動する。トリガ１２２が図７の位置にあるとき、内側シャフト１２７の先端部１２７は外側シャフト１２９内に引き込まれた位置Ａにある。摺動体１２０が末端側に摺動するにしたがって規制要素１４４もまた末端方向に進み、バネ１７８の作用によって注射器１１８、内側シャフト１２６、及び先端部１２７が末端方向に進められ、先端部１２７はフード１６３の末端側の位置Ｂに位置することになる。先端部１２７が位置Ａにあるときには、円盤１８０はリング１８２から基端側に離間する。
【００３９】
位置Ａから位置Ｂへと先端部１２７が前進するのとほぼ同時に、プランジャ推進要素１４６が歯１３６の内の１個の基端側側面に対して係合してプランジャ１３６を溜り部１３０内に末端方向に進め、内側シャフト１２６及び位置Ｂにおいて心筋層内に置かれる先端部１２７を通じて所定量の薬剤または増殖因子を推し進める。投薬量は調節ネジ１６０によってトリガ１２２の移動量を制限することにより調節することが可能である。リング１８２が内側シャフト１２６及び注射器１１８の末端方向への移動量を、プランジャ１２４の末端方向への移動距離よりも小さい距離に制限することにより、プランジャ１２４が空間１３０内に相対的に前進して、内側シャフト１２６を通じて薬剤や増殖因子が推し進められる点は認識されよう。
【００４０】
トリガ１２２は解放されるとバネ１５８の作用によって反時計回りに回動して図７に示される位置に戻る。トリガ１２２が反時計回りに回動して元の位置に戻るのにしたがって、プランジャ１２４及び推進要素１４６は時計回りに回動して１以上の歯１３６の基端側傾斜面に対して係合する。注射器１１８及び内側シャフト１２６は要素１４４がクレードル１３８に対して係合することにより基端方向に摺動する。トリガ１２２が元の位置に復帰した時点で、再びこれを引いて先端部１２７を前進させ、更なる薬剤または増殖因子を心筋層に送達することが可能である。
【００４１】
図１０は、カテーテル１１４の末端部の別の構成を示す側面図である。この実施形態では、カテーテル１１４は、フード１６３と同様、好ましくは非外傷性材料にて形成され、Ｘ線透視法による可視性を向上させるためにＸ線不透過性材料を含むことが可能なフード２６３を有する。フード２６３は径のより大きな開口２６５を有する。フード２６３の直ぐ基端側には針１９４に接触してこれを包囲する環状ブラシ１９８が配される。針１９４には、Ｘ線不透過性物質を添加した適当な金属、または、生体安定性または生分解性の材料にて形成することが可能なＸ線不透過性マーカバンド２００が緩く取り付けられる。図１０に示されるように、フード２６３は心筋層２８に接する心内膜に対して押し当てられる。
【００４２】
図１１では、針１９４はフード２６３の末端を越えて末端側に進められており、Ｘ線不透過性マーカ２００は心筋層１２８内に置かれている。図１２では、針１９４はカテーテル１１４内に基端方向に引き戻されているが、マーカ２００は心筋層２８内に留置されている。
【００４３】
マーカ２００は、例として、後に行われるＰＭＲ処置のための標的部分すなわち外周を定義するといったマッピングの目的で使用することが可能である。マーカ２００は、将来的に行われるＰＭＲ処置、診断、及び監視のために長期的に使用することも可能である。マーカ２００は更に、増殖因子、薬剤、または他の治療薬にてコーティングしたり、含浸することも可能である。
【００４４】
図１３は、別のマニホルド２６４及び別の末端側管２９２を有するカテーテル１１４の縦断面図である。別の末端側管２９２はニチノール製下部管にて好ましくは形成される。管２９２は、使用時における心筋組織による詰まりを低減するランセット先端の形態を有する先端部２２７を好ましくは有する。実施形態において開示される先端部のそれぞれにランセット端を使用することも可能である。先端部は好ましくは３０〜２３ゲージのものが用いられるが、より大径または小径のものを使用することも可能である。
【００４５】
マニホルド２６４は、上述のマニホルド１６４のフランジ１６８と同じ要領で銃本体１１６の一部に対して係合させるために使用することが可能なフランジ３０２を有する。マニホルド２６２の内部には複数の段差３０４，３０５及び３０６が設けられる。内側シャフト１２６の基端側部分１９０の基端付近には、銃１１６の注射器１１８のルエル嵌合部１２８に係合することが可能なルエル嵌合部２７４の別の実施形態が設けられている。ルエル嵌合部２７４は螺刻部２７２を有する。ルエル嵌合部２７４の末端には段差係合要素３００が設けられる。バネ２７８は、基端がマニホルド２７４の内部において固定され、末端はルエル嵌合部２７４に対して固定されている。バネ２７８はルエル嵌合部２７４を末端側に引くように付勢されている。
【００４６】
図１４は図１３のマニホルド２６４の基端を示したものである。段差３０４，３０５及び３０６がマニホルドの内部に見える。図１３を参照すると、これらの段差のそれぞれは、手前の段差よりも末端側となるように連続的に配置されていることが理解される。
【００４７】
図１５は図１３のルエル嵌合部２７４の末端を示したものである。長尺の段差係合要素３００が見える。段差係合要素３００が、マニホルド２６４の内径にほぼ等しいがマニホルド２６４の内径よりも小さい長さを有する場合、段差係合要素３００はマニホルド２６４内で摺動し、カテーテル１１４の長手方向の中心軸を中心とした段差係合要素３００の角度位置に応じて段差３０４，３０５または３０６に対して係合することが理解されよう。マニホルド２６４内において段差がより末端側に配置されるほど、段差係合要素３００は特定の段差に対して係合する以前にマニホルド２６４内においてより末端側に動くことが可能である。
【００４８】
嵌合要素３００が末端側に進むほど、内側シャフト１２６ひいては先端部２２７がより末端側に進むであろうことは理解されよう。すなわち、マニホルド２６４及びルエル嵌合部２７４を使用することにより、先端部２２７の心臓壁への進入の深さを制御することが可能である。実際、先端部２２７が心内膜と心外膜との間に置かれるよう、先端部２２２が心臓壁を完全に貫通するように進入の深さを調整することが考えられる。先端部２２７がこのような位置におかれる場合では、カテーテル１１４を使用して、薬剤、増殖因子または他の治療薬もしくは流体を心外膜内に送達することが可能である。
【００４９】
内側シャフト１２６の末端方向への運動は、段差３０４，３０５または３０６やマニホルド２６４によって、上記にマニホルド１６４に関連して示した構成によって、あるいは、図９において示したようなフッド１６３に係合するスウェージ１９６によって制限することが可能であることは理解されよう。カテーテル１１４の末端に設けられる係止部により、心筋層内への内側シャフト先端部１２７の進入の深さをより一貫して制御することが可能である。これは、内側シャフト１２６の長さを充分に長くして、心房のアクセス径路に沿ったカテーテル１１４の折れ曲がりとは関係なく、シャフト１２６が末端側に進められる際にスウェージ１９６がフード１６３に対して係合するように構成することによって容易に行うことが可能である。マニホルド２６４に関連して述べたような可変深さ制御要素をカテーテル１１４の末端に設けることも可能であることは理解されよう。
【００５０】
図１６は、本発明に基づくマニホルド３５０の別の一実施形態を断面図にて示したものである。マニホルド３５０は外側シャフト１２９の基端に配置することが可能である。内側シャフト１２６は外側シャフト１２９を通じてマニホルド３５０内に延びる。マニホルド３５０は、１側面からレバーアーム３５４が基端方向に延びるハウジング３５２を好ましくは有する。レバーアーム３５４は、ハウジング３５２内に形成される、長手方向に延びる長尺の溝３５６の近傍に好ましくは設けられる。レバーアーム３５４は、好ましくは、レバーアーム３５４と溝３５６との間の領域３５８にわたって延びる。レバーアーム３５４は基端３６２の末端側に設けられる規制切り欠き３６０を好ましくは有する。支柱部材３６４がレバーアーム３５４の末端３６２付近から延出する。ハウジング３５６は当業者に知られるポリマや他の材料にて好ましくは形成される。レバーアーム３５４を形成する材料は、充分な弾性を有し、溝３５６に向けて内側に折曲または押し込むことが可能であることが好ましい。
【００５１】
ハウジング３５２内には嵌合部３６６が摺動可能に配置される。嵌合部３６６としては螺刻部３６８を有するルエル嵌合部を用いることが可能である。嵌合部３６６は矢印にて示される基端及び末端方向に摺動可能である。嵌合部３６６は、好ましくは末端において内側シャフト１２６に連結され、内部には内側シャフト１２６を通じる管腔と流体移動可能に連通する管腔１７４が好ましくは延びる。キャッチアーム３７０が末端３７２に向けて末端方向に延びる。嵌合部３６６は当業者に知られるポリマや他の材料にて好ましくは形成される。キャッチアーム３７０を形成する材料は、充分な弾性を有し、アーム３７０を溝３５６に向けて内側に押し込むことが可能であることが好ましい。
【００５２】
好ましくは螺旋状バネコイル３７６が内側シャフト１２６の一部を囲んで配置される。バネ３７６は基端と末端とを有する。バネ３７６の基端は嵌合部３６６の末端に連結され、バネ３７６の末端はハウジング３５２から延びる固定要素３７８に連結される。図１６に示されるように、バネ３７６は嵌合部３６６を引張ることにより伸長した状態にあり、キャッチアーム３７０の末端３７２がレバーアーム３５４の切り欠き３６０に係合し、アーム３５４の支柱部材３６４がキャッチアーム３７０の一部に対して係合する。この配置では、嵌合部３６６はハウジング内で基端側の第１の位置にあり、内側シャフト１２６の末端１２７は外側シャフト１２９内に置かれる。嵌合部３６６は、レバーアーム３５４の基端３６２をキャッチ３７０の方向に押し込むことにより第１の位置から解放されて基端方向に動くことが可能である。これによりキャッチアーム３７２の末端は切り欠き３６０から外れ、バネ３７６の収縮にともなって嵌合部３６６が第２の位置に向けて末端方向に動くのにしたがってキャッチアーム３７０は空間３５８内に動く。第２の位置では、内側シャフト１２６の末端１２７は外側シャフト１２９のフード１６３を越える（図９に示される状態）。第２の位置に向けた移動量はスウェージ１９６がフード１６３に係合することによって制限される。
【００５３】
この文書に開示される発明の多くの特徴及び利点についてここまでの説明文で述べてきた。しかしながらこの開示は多くの意味においてあくまで説明的なものであることは理解されるであろう。特に、形状、大きさ、及び構成要素の配置といった細部において発明の範囲を超えることなく変更を加えることが可能である。発明の範囲は無論のこと特許請求の範囲を述べる文言によって定義されるものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＰＭＲカテーテルが内部に挿入されるとともに、内部から心筋に形成され、血管形成物質によって充填された穿通孔を有するヒトの心臓を示す切り欠き斜視図。
【図２】ガイドカテーテル内に置かれたＰＭＲカテーテルを示す部分断面概略側面図。
【図３】本発明に基づく図３のカテーテルを示す部分断面図。
【図４】内腔及び側孔を有する本発明に基づいたＰＭＲスパイクを示す部分断面図。
【図５】左心室の壁の外側に創傷を有するヒトの心臓を示す切り欠き斜視図。
【図６】脈管形成物質及びパッチを使用した、図５の創傷を有するヒトの心臓を示す切り欠き斜視図、
【図７】本発明に基づくカテーテルアセンブリの断面図。
【図８】図７のカテーテルアセンブリの細部を示す断面図。
【図９】図７のカテーテルアセンブリのカテーテル部分の断面図。
【図１０】Ｘ線不透過性マーカが内部に置かれたカテーテルの先端部の断面図。
【図１１】カテーテル先端部よりも末端側に位置するＸ線不透過性マーカを示す図１０のカテーテル先端部を示す図。
【図１２】心筋内に位置するＸ線不透過性マーカを示す図１０のカテーテル先端部を示す図。
【図１３】本発明に基づくカテーテルの別の実施形態を示す縦断面図。
【図１４】本発明に基づくマニホルドの別の実施形態を基端側より見た図。
【図１５】本発明に基づくルエル嵌合部の別の実施形態を末端側より見た図。
【図１６】本発明に基づく別のマニホルドの断面図。
【図１】
0004282898.tif 000002
【図２】
0004282898.tif 000003
【図３】
0004282898.tif 000004
【図４】
0004282898.tif 000005
【図５】
0004282898.tif 000006
【図６】
0004282898.tif 000007
【図７】
0004282898.tif 000008
【図８】
0004282898.tif 000009
【図９】
0004282898.tif 000010
【図１０】
0004282898.tif 000011
【図１１】
0004282898.tif 000012
【図１２】
0004282898.tif 000013
【図１３】
0004282898.tif 000014
【図１４】
0004282898.tif 000015
【図１５】
0004282898.tif 000016
【図１６】
0004282898.tif 000017