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Online publication December 10, 2014

●総説●第 54 回総会シンポジウム 6

下肢静脈瘤に対する最新のアプローチ

パルスレーザーによる血管内焼灼術の進歩
榊原

要

直樹1

神作

麗1

山岡

啓信1

明石

浩和1

天野

篤2

旨：世界で初めて血管内レーザー焼灼術に導入されたのは連続波レーザーであった。しかし，熱制御機構がないため合併症が少なからず発生したことから，より長い波長への移行や改良型ファイバーが開発されてきた。一方で，熱制御機構のあるパルスレーザーも並行して開発されている。本稿ではパルスレー
ザーの理論背景から連続波レーザーとの違いを論じ，最新のパルスレーザー理論である Micropulsation 法（MP 法）まで解説する。MP 法は血液や静脈壁の熱緩和時間に対応した焼灼が可能で，連続波レーザーよりも高い有効性と安全性が期待できる。（J Jpn Coll Angiol 2014; 54: 185–192）
Key words: endovenous laser ablation, thermal relaxation time, micropulsation, clear tip mode, varicose vein

序言（先端加熱型ファイバー）が開発された。末梢動脈に対しては焼灼後の動脈内腔が平滑で血栓形成が少なかった

1960 年にメイマンらによってルビーレーザーが発見さが，冠動脈では熱損傷による攣縮と穿孔が問題となっれて以来，1975 年頃から低侵襲を目的に医療にも応用さた7）。残念なことにレーザーが血管内治療に応用されたれ始めた。血管内治療としては，Choy ら1）が動脈硬化病

当時は，CW レーザーには熱制御機構が存在しないこと

変や血栓をファイバー伝送による血管内レーザー照射でをほとんど議論されていなかった。

蒸散する方法を考案した。その後，連続発振（CW）レー

下肢静脈瘤に対して初めて血管内レーザー照射が応用ザーとしては，アルゴンレーザー（波長 488 nm，Choy ら ），されたのは 1989 年 Puglisi ら8）が最初で，翌年 Boné 9）がneodymium-yttrium- alminium-garnet（Nd-YAG）
レーザー（波

diode laser 使用成績を発表した。その後，米国では 20023）

長 1060 nm，Geschwind ら ），炭酸ガスレーザー（波長年に 810 nm，940 nm，980 nm，2008 年に 1470 nm の CW

10600 nm，Abela ら ），パルス発振（PW）レーザーとしてレーザーが承認されている。一方パルス（PW）レーザーは

は， 塩 化 キ セ ノ ン エ キ シ マ レ ー ザ ー（波 長 308 nm，2004 年に米国承認を受けて，独自の開発が進められてい

Grundfest ら ）と Holmium- yttrium-alminium-garnet（Ho-

た。CW と PW は根本的に異なる性質のレーザーでありYAG）レーザー（波長 2100 nm，Topaz ）などによるレーながら，現在でも臨床医学論文では混同されて波長のみ

ザー動脈形成術や血栓融解術の実験的評価が行われた。

の分類で比較されている。最近では，発熱伝搬様式や臨しかし，ベアファイバーによる血管内照射では，レー

床成績が波長とは関係ないことが報告されており10），従ザーによる血管穿孔と再開通した後に起こる血管内腔の来の考え方では矛盾が生じてきている。本稿ではレー狭小化が問題となった。これを打開するため，ベアファ

ザー発振法に着目して，PW レーザーの理論背景を論じ

イバー先端に金属キャップを装着させて，レーザーで熱ながら CW レーザーとの違いを明らかにし，従来の PW

せられた金属キャプで焼灼する metal-capped optical fiber

レーザーを改良した Micropulsation（MP）法について紹介

2）

4）

5）

6）

する。
江戸川病院心臓血管外科
順天堂大学心臓血管外科
第 54 回日本脈管学会総会（2013 年 10 月，東京）
シンポジウム 6「下肢静脈瘤に対する最新のアプローチ」にて発表
doi: 10.7133/jca.14-00018
1
2THE JOURNAL of JAPANESE COLLEGE of ANGIOLOGY Vol. 54

2014 年 4 月 27 日受付

2014 年 10 月 27 日受理

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Table 1

Laser absorption efﬁciency to the vein wall by wavelength in two different vein diameters
Wavelength

Vein diameter

1320 nm

1470 nm1950 nm

0.8 mm
1.5–2.0 mm

47%
37%

<20%
0%

1%
0%

血管内レーザー照射の理論的背景
1．レーザー生体反応
治療標的組織は，chromophore と呼ばれる特定波長の光を選択的に吸収する一種の生体色素体（もしくは発色団）と考えられており，endovenous laser ablation（EVLA）
では静脈壁がそれに当たる。もともと皮膚科領域では，皮膚表面からレーザー照射を行い，あざを形成する微Figure 1

Deﬁnition of thermal relaxation time.

小血管やホクロを形成するメラニン細胞を焼灼により消滅させていた。しかし，これらの治療にはオキシヘ
モグロビンやメラニンを chromophore とした波長を選択していたため，白色人種には問題が起こらなかったが，

照射時間）と冷却する時間（休止時間）を交互に組み合わせ

皮膚にメラニン色素を含む有色人種ではレーザー光が正て，焼灼組織の高温化と周囲組織への熱伝搬を抑制する

常皮膚組織にも吸収されてしまった。その結果，レー必要がある。レーザー照射で標的組織が最高温度に達し

ザー光が標的組織に到達しないばかりか，レーザー透過た時点から，照射休止により熱放散が起こり最高温度の路にある正常の皮膚細胞に熱傷を負わせてしまった。こ

1/e（約 37％）にまで冷却された時間を熱緩和時間（thermal

れにより，治療標的となる chromophore に吸収されやす

relaxation time）と定義されている12）（Fig. 1）。照射時間をいレーザー波長を選択し，かつ治療標的と同等の chro-

熱緩和時間よりかなり短くし，休止時間を長くすること

mophore がレーザー透過路にないことが重要であることが重要で，最高温度を極端に高めず，1/e 以下まで温度をがわかった。この考え方に基づいて，EVLA では血管壁下げる時間を十分持つことが，過剰な熱損傷を防ぐメに多く含まれている水に吸収されやすい近赤外線波長

カニズムとなる。こうして周囲組織へ過剰な熱伝搬が（1000 nm 以上）が選択されてきた。しかし問題点は，起こさずに，有効な標的組織のみの熱変性が起こるこ

レーザー透過路に存在する血液にも水が 90％以上含まれとを熱閉じ込め効果（thermal confinement）と呼んでいるていることである。つまり，血液にもかなり吸収されて（Fig. 2）。Anderson らはこの考え方を発展させて，波しまうため，血液自体がレーザー透過の最大障壁になっ長，照射持続時間（パルス幅），単位面積当たりのエネルていることがあまり理解されていない。Table 1 に血液ギー量（フルエンス）を適正化して照射すると，特定の色で満たされた静脈内で照射されたレーザー光の波長か

素，細胞，細胞内構造物を選択的に融解できるという選らみた血管壁への吸収率を示す 。さらに EVLA では過択的光熱融解理論13）を発表した。EVLA ではレーザーが剰焼灼による静脈壁の炭化，蒸散による静脈穿孔が問題

接触するのは血液と静脈壁であることから，それぞれのになっている。一般的に，レーザー光自体には熱は持っ

熱緩和時間と熱の伝搬を考えなければならない。

ていないが，物質に当たると分子格子振動を起こし熱が3．血液における生体反応11）発生する。EVLA はこの静脈壁の熱変性を利用している

レーザー透過の最大の障壁となる血液の反応は，ファため，熱の制御が鍵となる。

イバー先端からレーザーが発射された瞬間から始まる。

2．パルス発振と熱の関係

ファイバー内を伝搬するレーザー光は，ファイバーの材

Chromophore となる組織の過剰な熱蓄積（熱傷）を回避

質による吸収・散乱がない限り，エネルギー損失は起こするためには，レーザーによって加熱する時間（レーザー

らず熱も発生しない。しかし，血液に触れた瞬間に血液
脈管学 Vol. 54

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Figure 2 Optimal pulse duration and interval for thermal conﬁnement.

Figure 3

成分（水分，ヘモグロビン，血漿タンパク，血球など）に

4．静脈壁における生体反応

Continuous laser emission in blood.

吸収され，ファイバー先端でミクロ的に熱変性が開始す摘出した静脈壁に空中からレーザーを照射した場合る。血液は熱に暴露されると蛋白変性を起こし，さらにの血管壁侵達度や組織変化に関する網羅的な実験を野

熱の蓄積が進行することで血液凝固が起こる。そのまま

添ら18）は報告している。双積分球光学系を用いた実験でレーザーが照射され続けると，マクロ的に凝血塊が形成

は，摘出静脈におけるレーザー光侵達度は波長 980 nm でされてファイバー先端のレーザー照射面を塞いでしま1.26 mm，波長 1470 nm で 0.22 mm と前者の方が 6 倍深くう。これによりレーザー透過は著しく減弱して，先端に侵達した。ファイバー接触照射による摘出静脈焼灼実験

こびり付いた凝血塊にレーザーは集中的に吸収される。

では，静脈が収縮し始めるエネルギー密度が波長 980 nm

これにより，凝血塊は 300˚C 以上に加熱されファイバーでは 3630 J/cm2 であったが，波長 1470 nm では 2600 J/cm2

照射面は炭化を起こす。さらに，その熱が周囲の血液にと低かった。静脈穿孔は，前者では 1710 W/cm2 と高い平伝搬して血液が 100˚C 前後に高温化するため，柔らかい

均パワー密度で焼灼した 8550 J/cm2 で突発的に起こり，凝血塊が炭化凝血塊の周囲を覆うようになる14）（Fig. 3）。

後者では 9100 J/cm2 のときに発生している。しかし，前炭化した凝血塊は成長して黒色炭化体へと変貌し，指数者でも平均パワー密度を 1430 W/cm2 以下にさげ，照射

関数的にレーザー光を吸収して熱が過剰蓄積すること時間を長くした 9100 J/cm2 以上のエネルギー密度であれで，1000˚C 以 上 に 達 す る と い わ れ て い る15）。EVLA でば穿孔を起こしていない。さらに，同じエネルギー密度

は，柔らかい表層の凝血塊はファイバーを掃引する際に（4550 J/cm2）で焼灼したところ，波長 980 nm は静脈壁欠静脈壁との摩擦で剝げ落ちて，焼灼された静脈内腔に残損が少なかったが，波長 1470 nm は楔状欠損が深く欠損留していく。しかし，そのたびに内部の高熱炭化体に静の表面は一部炭化していた。このように，静脈穿孔の影

脈内壁が暴露されるため，瞬間的に静脈壁の一部が蒸散響因子としてエネルギー密度も考える必要がある。

または熱変性を起こして，静脈穿孔や周囲組織の熱損傷

波長 1470 nm の方が波長 980 nm よりも静脈が早く収に至ると考えられる。近赤外線レーザーは，ヘモグロビ

縮することも観察されている。しかし，静脈壁の浅い層

ンには吸収されにくいが血液には吸収されやすいため，にしか侵達しない波長 1470 nm の方が，さらに深い層ま

この一連の反応は必ず起こることを銘記すべきである。

で侵達して熱変性層が厚くなる波長 980 nm よりも，静最近では，波長 980 nm と波長 1470 nm の EVLA の臨床

脈壁を収縮させやすいとは考えにくい。なぜ，浅い侵達

成績に差がないという報告が散見されており，波長度の波長の方が静脈壁の収縮を効率よく起こすのであろ1470 nm が EVLA に適しているとは必ずしもいえない。

うか。一般的に，エネルギーが等しいレーザーが照射さ

16, 17）

THE JOURNAL of JAPANESE COLLEGE of ANGIOLOGY Vol. 54

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Figure 4length.

Laser penetration in vein wall according to wave-

Figure 5Deﬁnition of duty ratio.

れた場合，レーザーが吸収された組織容積が小さいほ（光熱作用）が強く，小さい場合はピークパワーなどに依ど，被照射組織のエネルギー密度が高くなるため，熱の存する光学的損傷（光機械的作用）が強くなることが知ら

発生が大きくなりやすいことが予想される。つまり，静れている。残念ながら，医学領域では血液や静脈壁の脈壁の浅い層にとどまるレーザー波長では，表層の小さ

デューティ比に関する研究はまだない。また，ピークパ

な組織容積に集中して熱が発生するため，過剰な高温をワーが高くなるとレーザー誘起気泡と衝撃波が生成され作り出すはずである。そして，過剰な高熱はレーザーがることが知られている。レーザー誘起気泡の集合体は，侵達していない深い層に向かって急速に伝導していくた

レーザーを吸収してしまう血液を透過路から駆逐するため，効率よく静脈収縮を起こすと考えられる。また，静め，静脈壁に到達しやすくなる。さらに，そのメカニズ

脈壁表層は高いエネルギー密度に曝され続けると，過剰

ムは解明されていないが，衝撃波による光機械的作用がな熱発生から蒸散による内膜組織欠損や組織炭化が起こ

物理的に静脈壁を損傷する可能性も考えられる（Fig. 6）。

る。炭化によって黒色化した静脈壁内膜側では，レー以上から，PW レーザーには，CW レーザーでは実現不ザー光の指数関数的な過剰吸収が起こる。暴走した過剰

可能な効果を期待できる。

熱により静脈壁の蒸散層はさらに深くなり，最終的に静脈穿孔に至ると考えられる（Fig. 4）。以上から，静脈壁の侵達度が浅いことが，必ずしも静脈壁穿孔を起こさない

マイクロパルス理論
現在，わが国で用いられている下肢静脈瘤治療を目的

理由とはならないことを注意すべきである。

とした PW レーザーは 2 機種あるが，いずれも繰り返し

5．PW レーザーの存在意義

周波数が 60 Hz（毎秒 60 パルス）以下である。デューティ

EVLA を安全に行うためには，CW レーザーにない熱比の原則から，マイクロ秒レベルのパルス幅であれば，緩和時間の導入を考える必要がある。具体的には，熱緩

この周波数で決定されるパルス間隔により過剰な熱産生が和時間より極端に短い 1 回照射時間（パルス幅）と，十分なく冷却時間も十分である。とくに，筆者らは 300 マイク

な冷却で熱を逃がす照射休止時間（パルス間隔）を組み合

ロ秒以下のパルス幅によるパルス発振を Micropulsation 法

わせることである。1 回照射時間が 1 ミリ秒以上の gated（MP 法）と呼んでいる。パルス幅を 100，300，500 マイ

pulse 照射や照射休止時間がない CW レーザーでは，標的クロ秒に変化させて，出力 12〜18 W にて実験的に血液組織の過剰な熱産生と蓄積のみならず，熱伝導による周内 照 射 を 行 い， 凝 血 塊 形 成 の 有 無 に つ い て 検 証 し た

囲 組 織 の 熱 損 傷 を き た す 危 険 性 が あ る。 そ こ で，PW

（Table 2）。500 マイクロ秒にすると，ピークパワーがレーザーのごとく，マイクロ秒レベルの 1 回照射時間と1000 W 以下の場合に凝血塊が確実に形成された。300 マ

60 Hz 以下の繰り返し周波数，すなわち 1 秒間におけるイクロ秒では 1000〜2000 W になるためか，小さな凝血

総照射時間と総休止時間の比を示すデューティ比を一定

塊を 50％くらいの確率で認めた。100 マイクロ秒では以下に保ちながら焼灼する必要がある （Fig. 5）。工学分

3000 W〜5000 W となり，凝血塊は全く認めなかった。

19）

野では，パルス幅やデューティ比が大きいほど熱の影響

PW レーザーでは単一パルスのエネルギーが重要で，
脈管学 Vol. 54

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Table 3Figure 6 Pulse wave laser emission in blood.
Laser-induced bubble aggregate removes blood in the vicinity of
the fiber tip and laser transmits through aggregate with scatteringin blood.

Table 2

Initial clinical results

No. of treated veins (patients)
30 veins (30 patients)
Male : female
6 : 24
Average age
67.2 years
GSV : SSV
29 : 1
CEAP classiﬁcation
C2
7 legsC3
15 legs
C4
7 legsC5
1 leg
Average proximal GSV diameter
9.1 mm (7.5–12.5 mm)
Warfarin intake
1 patientDay surgery (%)
27 patients (90%)
Average total energy
2759 J
Average total No. of pulses
6574
Average ablation time
230 sec
Average peak power
4008 W
Average leaner endovenous energy density 120.2 J/cm
Average TLA volume
409 mlCoagulum formation by in vitro laser emission in blood

12 W, 40 Hz
15 W, 30 Hz
18 W, 40 Hz

100 µsec

300 µsec

500 µsec

–
–
–

±
±
±

++
±
++

++, more often and large; ±, sometimes and tiny coagulum; –, nocoagulum12.5 mm），ワーファリン内服例 1 例，日帰り手術 27 例（90％）であった。焼灼パラメータは出力 12 W，繰り返し
周波数 30 Hz，単一パルスエネルギー 400 mJ，ピーク出力 4000 W，エネルギー密度（LEED）120 J/cm に 設 定 した。実際の焼灼結果は平均総エネルギー 2759 J，平均総パルス数 6574，平均焼灼時間 230 秒，平均ピークパワー

出力と繰り返し周波数で決定される。単一パルスエネル

4008 W，平均 LEED 120.2 J/cm，総 TLA 量は 409 ml であっギーはパルス幅とピークパワーの積であることから，パた。浅腹壁静脈分岐後の GSV 外径は術前 9.1±1.5 mm，ルス幅が短くなるとピークパワーは高くなる。凝血塊形

1 カ 月 後 5.5±1.3 mm，3 カ 月 後 4.2±1.2mm，6 カ 月 後成抑制に関しては，パルス幅とピークパワーのどちらが3.1±1.5 mm と縮小した。内腔径は 3 カ月後から肥厚した

大きく関与しているかは未だ不明である。ただ，短いパ静脈壁が内腔を潰してしまい，duplex エコーではほとん

ルス幅は血液の熱変性を抑制し，高いピークパワーは衝ど確認できなくなり，6 カ月までの静脈閉塞率は 100％で撃波によるファイバー先端の血液撹拌洗浄作用（クリアあった。術後 1 週間の皮下出血は Vuylsteke 分類21）で評価

チップ効果）があることから，血液凝固を抑制する効果がしたら，スコア 0（皮下出血なし）が 28 例（96％），スコア

期待できる 。このような凝血塊ができない 100 マイク

1（大 腿 部 1/3 以 下 の 皮 下 出 血）は 1 例（4 ％）の み で あ っ

ロ秒のパルス幅を用いた MP 法を clear tip mode
（CTM）とた。この皮下出血はファイバー刺入部位を中心とした出命名した。

血斑で，レーザーによる静脈穿孔とは考えられなかっ20）

臨床における MP 法の展望

た。Visual analogue scale（VAS）による切開創を含めたすべての平均疼痛スコア（0〜10）は 0.53（Table 4）で，EVLA

筆者らは欧米に先駆けて大伏在静脈（GSV）不全 29 肢

治療部位に限定すると 0.2 であった。鎮痛剤は全員一律（29 例）， 小 伏 在 静 脈 弁 不 全 1 肢 の 30 肢
（30 例）を 対 象に 10 錠を頓服処方したが 29 例（97％）は内服せず，1 例に，TLA 麻酔下のみで波長 1320 nm Nd:YAG PW レーザーのみが下腿静脈瘤切除創痛に対して内服し，平均内服錠による CTM を用いた探索的臨床応用を行った（Table 3）。

数は 0.57 錠であった。

患者背景は平均年齢 67.2 歳，女性 24 例（80％），CEAP

このように初期臨床成績では，最先端の CW レーザー

分 類 は ク ラ ス 3 が 15 肢（50 ％）と 最 も 多 く，SFJ 近 傍治療機器の成績と遜色ないことがわかり始めており，次（浅腹壁静脈分岐部前）の平均 GSV 径は 9.1 mm（7.5〜世代の治療として大いに期待できる。

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Table 4

Clinical efﬁcacy and safety evaluation

No. of vein occlusion (%)
No. of CIVIQ2 score-improved patients (%)
No. of bruising score 0* patients (%)
No. of bruising score 1** patients (%)
Average pain score
Average No. of analgesic tablets/patient
No. of analgesic free patients (%)

30 (100%)
30 (100%)
26 (96%)
1 (4%)
0.53
0.57
29 (97%)*bruising score 0: no subcutaneous bleeding**bruising score 1: mild subcutaneous bleeding
Bruising score is deﬁned by Vuylsteke et al.21)

最近の Thermal ablation の動向
平 成 26 年 6 月 現 在， 保 険 収 載 さ れ て い る Thermal

Table 5Comparison of the present thermal ablation technology
Clear tip mode

Wavelength
1320 nm
Thermal control＋
Blood coagulation−
Venous perforation
−
Pain
––±
Analgesic free rate
99%**
Fiber/Probe
Bare ﬁber
Diameter
0.6 mmCost
low
Venous lumen＋＋
narrowing
Long-term occlusion >95%

CW laser*Radiofrequency

1470 nm
–
＋
＋
±
–
–
±–＋
±–＋
80–85%***
unknown
Radial tip ﬁber Metal probe
1.8 mm
2.1 mm
high
high
＋
＋
>95%

<95%

* Recently approved diode laser in Japan** Our initial data*** Maurins et al.22)

ablation は，レーザー焼灼とラジオ波焼灼である。それらとの比較は単純にはできないが，概ね Table 5 のようにまとめることができる。その違いは，①レーザーやラジオ波など加熱機構における熱制御の有無，②ファイバーや電熱カテーテルなどエネルギーデリバリー媒体の伝達機構や外径などの形態による静脈閉塞や内腔径の狭小化への影響，③有効性（静脈閉塞）と静脈穿孔・術後疼
痛・血栓症（EHIT も含む）などの有害事象にある。
海外では CW レーザーに対して先端加工型ファイバーがいくつか開発されている。これらを用いることで，ベアファイバーよりも術後疼痛や皮下出血が少ないことが報告されており，本邦でも平成 26 年 5 月に radial 2-ringfiberTM が保険収載された。Fig. 7 は欧米で開発された先端加工型ファイバーを用いた CW レーザーと CTM の術
後疼痛スコアを比較したものである16, 22, 23）。CTM では，鎮痛剤を内服しなくても疼痛がほとんどなく，皮下出血

Figure 7 Pain score of clear tip mode in comparison to continuous-wave (CW) laser using fabricated ﬁbers.

も認めていない。CW レーザーは性質上熱制御ができな
いため，エコーにてモニタリングしてもベアファイバーでは安定した焼灼レベルを維持するのは難しい。先端加が，静脈内膜の蒸散や炭化が少なく均一な熱変性を起こ

工型ファイバーでは，静脈内膜での照射面積を広くするせることを報告した。さらに先端径が 1.8 mm であるこことでパワー密度を低下させている。側射型ファイバーとから，TLA で静脈を十分収縮させれば静脈内壁との距にはプリズムが先端に内装されており，静脈内膜へほぼ離が短くなり，レーザー光透過の障害となる血液を排除

垂直かつ全周性にレーザーが照射される。これらのファすることもできる。

イバーの特性は，静脈にあたる照射面積がベアファイ

一方で，CW レーザーの静脈に対する過剰な熱産生を

バーより広くなるため，必然的に低いパワー密度で焼灼抑えるために，光散乱によるエネルギー伝達効率の劣化することが可能になる。このメカニズムであれば，ゆっも起きている。このエネルギーロスは熱としてファイ

くりと時間をかけて焼灼することで，過剰熱による組織

バー自体に蓄積するため，ファイバーを破損する可能性

蒸散が少なく静脈穿孔を防ぎ，周囲組織への熱伝導も少もある。経済的には，プリズムやレンズを内蔵することなくなる。山本ら も，ベアファイバーよりも radial tip

で，コストはベアファイバーより高くなることが予想さ

fiber や radial 2-ring tip fiber などの側射型ファイバーの方れる。現在のところ，プリズム屈折の限界，太いファイ

24）

脈管学 Vol. 54

191

文

バー先端径による焼灼後の内腔の残存や EHIT25），適切なエネルギー密度の選択などの課題はある。しかし，現状
では CW レーザーを用いて安全な EVLA を行える最善の方法であろう。

献1）Choy DS, Stertzer S, Rotterdam HZ, et al: Transluminal laser
catheter angioplasty. Am J Cardiol 1982; 50: 1206–1208
2）Choy DS, Marco J, Fournial G, et al: Argon laser recanaliza-

ラジオ波の電熱カテーテルも，熱が発生する部分の外径が太いため，熱変性により収縮する静脈内径が制限される。これにより手術直後に静脈内腔が残存する可能性が高く，そこに血液が流入すれば血栓閉塞を起こすであろう。この血栓はレーザーのように 300˚C の高熱で焦げた血栓とは異なり，生物学的活性がある。そのため，新
たな血栓の成長による深部静脈血栓症への進展や線溶作

tion of three totally occluded human right coronary arteries.
Clin Cardiol 1986; 9: 296–298
3）Geschwind HJ, Boussignac G, Teisseire B, et al: Conditions
for effective Nd-YAG laser angioplasty. Br Heart J 1984; 52:
484–4894）Abela GS, Fenech A, Crea F, et al: Hot tip : another methodof laser vascular recanalization. Lasers Surg Med 1985; 5:
327–335

用による再疎通などが起こり安いと考えられる。欧州臨5）Grundfest WS, Litvack IF, Goldenberg T, et al: Pulsed ultra-

床試験26）でラジオ波の 5 年静脈閉塞率が 91.9％であった

violet lasers and the potential for safe laser angioplasty. Am J

が，レーザーよりもやや低い。電熱カテーテルの外径をSurg 1985; 150: 220–226

小さくすることで，遠隔成績を向上できるかもしれない。

将来への課題
2002 年に米国で開発された初期の PW レーザーは，

6）Topaz O: Holmium laser coronary thrombolysis--a new treatment modality for revascularization in acute myocardial
infarction: review. J Clin Laser Med Surg 1992; 10: 427–431
7）Isner JM, Donaldson RF, Funai JT, et al: Factors contributing
to perforations resulting from laser coronary angioplasty:

MP 法に基づく新しい方式である CTM により進化を遂げ

observations in an intact human postmortem preparation of

た。現在のところ，100 マイクロ秒のパルス幅と 4000 W

intraoperative laser coronary angioplasty. Circulation 1985;のピークパワーが EVLA に適した焼灼パラメータと考え

72: II191–199ている。後発技術である CTM が先行技術と差別化している点は，経済的で外径が細いベアファイバーを用いることができることである。熱制御により有害事象を削減

8）Puglisi B, Tacconi A, San Filippo F: L’Application du Laser
Nd: YAG daus le Traitement du syndrome variqueux: X
Cong. Mond. UIP Strasbourg. Davey A, Stemmer R (Eds.),
Phlebology 89, J Libby Eurotext, London, 1989, pp. 39–842

でき，静脈内腔の縮小が確実に得られ，血栓症や再疎通

9）Boné C: Tratamiento endoluminal de las varices con laser deのリスクが少なくなる。しかし，パルス幅とピークパ

Diodo. Estudio preliminary. Rev Patol Vasc 1999; 5: 35–46

ワーは連動しており，より短いパルス幅を用いると，さ10）Malskat WS, Stokbroekx MA, van der Geld CW, et al: Tem-

らに高いピークパワーが生み出される。ピークパワー

perature proﬁles of 980- and 1,470-nm endovenous laser abla-

は，ファイバー先端のクリアチップ効果と衝撃波によるレーザー誘起気泡により，レーザーの血液内透過性を向上させている。一方で，過大なピークパワーはファイバーを破損する危険性を持っているため，EVLA に用いられているベアファイバーのピークパワーに対する耐久

tion, endovenous radiofrequency ablation and endovenous
steam ablation. Lasers Med Sci 2014; 29: 423–429
11）Poluektova AA, Malskat WS, van Gemert MJ, et al: Some
controversies in endovenous laser ablation of varicose veins
addressed by optical-thermal mathematical modeling. Lasers
Med Sci 2014; 29: 441–452

性と，5000 W を超えるピークパワーの静脈内での有効性

12）Choi B, Welch AJ: Analysis of thermal relaxation during laserと安全性に関する研究が必要になる。さらに，パルス幅

irradiation of tissue. Lasers Surg Med 2001; 29: 351–359をマイクロ秒からナノ秒へと短縮した EVLA の開発など
未知の部分が多い。今後も症例を重ねて検討する必要はあるが，CTM は費用対効果と安全性が高い新技術と位置づけられ，次世代の EVLA として期待できると考える。

利益相反
本論文の執筆に関して著者全員には申告すべき利益相
反はない。

THE JOURNAL of JAPANESE COLLEGE of ANGIOLOGY Vol. 5413）Anderson RR, Parrish JA: Selective photothermolysis: precise
microsurgery by selective absorption of pulsed radiation.
Science 1983; 220: 524–527
14）Massaki AB, Kiripolsky MG, Detwiller SP, et al: Endoluminal laser delivery mode and wavelength effects on varicose
veins in an ex vivo model. Lasers Surg Med 2013; 45: 123–
12915）Fan CM, Rox-Anderson R: Endovenous laser ablation: mechanism of action. Phlebology 2008; 23: 206–213
16）Duman E, Yildirim E, Saba T, et al: The effect of laser wave-

192

length on postoperative pain score in the endovenous ablation22）Maurins U, Rits J, Rabe E, et al: Prospective randomized trialof saphenous vein insufficiency. Diagn Interv Radiol 2013;of endovenous laser ablation of great saphenous veins with

19: 326–329

1470 nm diode laser and 2ring ﬁbers comparing compression17）van den Bos RR, van Ruijven PWM, van der Geld CWM, et
al: Endovenous simulated laser experiments at 940 nm and1470 nm suggest wavelength-independent temperature proﬁles. Eur J Vasc Endovasc Surg 2012; 44: 77–81
18）野添紗希，本多典広，石井克典，他：下肢静脈瘤に対する血管内レーザー治療における波長 980 nm および1470 nm レーザーの有効性および安全性の光学特性値に基づいた比較．日本レーザー医誌 2012; 33: 7–14
19）Yeniay A, Delavaux JM, Toulouse J, et al: Duty cycle ratio

therapy 0 days, 7 days and 28 days after therapy: preliminary
report. Inter Angiol 2013; 32 (Suppl 1): 86
23）Vuylsteke ME, Thomis S, Mahieu P, et al: Endovenous laser
ablation of the great saphenous vein using a bare ﬁbre versus
a tulip ﬁbre: a randomised clinical trial. Eur J Vasc Endovasc
Surg 2012; 44: 587–592
24）Yamamoto T, Sakata M: Inﬂuence of ﬁbers and wavelengths
on the mechanism of action of endovenous laser ablation. J
Vasc Surg: Venous and Lym Dis 2014; 2: 61–69

dependence on the performance of a q-switched laser with an25）広川雅之，栗原伸久：波長 1470 nm レーザーによる下

Er3+-Yb3+ codoped glass waveguide. Appl Opt 2000; 39:

肢静脈瘤に対する血管内レーザー焼灼術―bare-tip fiberと radial ﬁber の比較―．日血外会誌 2013; 22: 615–621

1430–1434
20）Hennings T, Hennings D, Lindsay C: Thrombus formation

26）Proebstle TM, Pichot O: The European study of radiofre-

using endovenous lasers: an in vitro experiment. Phlebology

quency segmental thermal ablation (RSTA) of the great

2014; 29: 171–178

saphenous vein- five year follow-up. 15th Meeting of the21）Vuylsteke ME, Vandekerckhove PJ, De Bo T, et al: Use of a
new endovenous laser device: results of the 1500 nm laser.

European Venous Forum. Scientific program and book of
abstracts 2014; 36

Ann Vasc Surg 2010; 24: 205–211

Progress in Endovenous Pulsed Laser Ablation
Naoki Sakakibara,1 Rei Kansaku,1 Hironobu Yamaoka,1 Hirokazu Akashi,1 and Atsushi Amano2
Department of Cardiovascular Surgery and Vein Center, Edogawa Hospital, Tokyo, Japan
Department of Cardiovascular Surgery, Juntendo University School of Medicine, Tokyo, Japan1

2

Key words: endovenous laser ablation, thermal relaxation time, micropulsation, clear tip mode, varicose vein
Continuous-wave (CW) lasers have been commonly used for endovenous laser ablation (EVLA).
However, as some undesired side effects such as postoperative pain and bruising occasionally happens, longer
laser wavelength and specially-fabricated laser fibers have been developed. On the other hand, the pulsedwave (PW) laser, which has a heat production control by thermal relaxation, is independently developed for
EVLA. This article discusses the implication of PW laser in EVLA from a theoretical point of view and a
newly-developed micropulsation (MP) is introduced as a new concept. Since the MP yields adequate bloodand vein wall heat degeneration by microseconds laser emission, efficacy and safety are improved comparedwith CW laser or conventional PW laser. Initial clinical outcome is favorable and promising for painless
EVLA using inexpensive bare fiber.
(J Jpn Coll Angiol 2014; 54: 185–192)

Online publication December 10, 2014

脈管学 Vol. 54