JP2003515383A - Methods and devices for delivering drugs to tissue - Google Patents

Methods and devices for delivering drugs to tissue

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JP2003515383A JP2001541418A JP2001541418A JP2003515383A JP 2003515383 A JP2003515383 A JP 2003515383A JP 2001541418 A JP2001541418 A JP 2001541418A JP 2001541418 A JP2001541418 A JP 2001541418A JP 2003515383 A JP2003515383 A JP 2003515383A
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Abstract

(57)【要約】 組織に薬物を送達するためのシステムは、組織除去および薬剤送達デバイスを備える。このデバイスは、クラッディングにより単一の構造体内に共に形成される送達部材および光ファイバーを備える。光ファイバーは、レーザーエネルギー源からレーザーエネルギーを受容するための入口、およびレーザーエネルギーを放出するための出口を備える。送達部材は、薬剤源から薬剤を受け取るための入口、および薬剤を注入するための出口を備える。ハンドピースは、制御された可動性の関係で、切除および注入デバイスを受容するように適合される。 (57) SUMMARY A system for delivering a drug to tissue includes a tissue removal and drug delivery device. The device includes a delivery member and an optical fiber that are formed together in a single structure by cladding. The optical fiber has an inlet for receiving laser energy from a laser energy source and an outlet for emitting laser energy. The delivery member includes an inlet for receiving a drug from a drug source and an outlet for injecting the drug. The handpiece is adapted to receive the ablation and injection device in a controlled mobility relationship.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】 （発明の分野） 本発明は、組織に薬剤を送達するための手術方法および装置に関する。より詳
細には、本発明は、まず組織を除去して穴またはチャネルを形成し、次いで薬剤
をその穴もしくはチャネル、または穴もしくはチャネルを取り囲む組織に送達す
ることにより、組織に薬剤を送達するための手術方法および装置に関する。本発
明の方法および装置は、経心筋（ｔｒａｎｓｍｙｏｃａｒｄｉａｌ）脈管再生の
間に心組織に成長因子を送達する際に適用され得る。FIELD OF THE INVENTION The present invention relates to surgical methods and devices for delivering agents to tissues. More specifically, the present invention is for delivering a drug to tissue by first removing the tissue to form a hole or channel and then delivering the drug to the hole or channel, or the tissue surrounding the hole or channel. Surgical method and device. The methods and devices of the invention can be applied in delivering growth factors to cardiac tissue during transmyocardial revascularization.

【０００２】 （発明の背景） 心筋症（ｃａｒｄｉｏｍｙｏｐａｔｈｙ）（ｃａｒｄｉｏは「心臓」を意味し
、そしてｍｙｏｐａｔｈｙは、「筋疾患」を意味する）は、直接心臓壁の筋肉（
すなわち、心筋層（ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ））を損傷する障害の一群をいう。こ
れらの障害において、全ての心室が罹患する。ポンプとしての心臓機能は、妨害
されて、身体の器官および組織への不適切な血流をもたらす。心筋における損傷
または異常の性質および結果として生じる心室における構造変化に依存して、３
つの型の非虚血性（すなわち、心臓発作により引き起こされない）心筋疾患のう
ちの１つは、患者に存在し得る：拡張型うっ血性（ｄｉｌａｔｅｄ ｃｏｎｇｅ
ｓｔｉｖｅ）、肥大性（ｈｙｐｅｒｔｒｏｐｈｉｃ）、または拘束型（ｒｅｓｔ
ｒｉｃｔｉｖｅ）。BACKGROUND OF THE INVENTION Cardiomyopathy (cardio means “heart” and myopathy means “muscle disease”) is a muscle directly in the heart wall (
That is, it refers to a group of disorders that damage the myocardium. In these disorders, all ventricles are affected. The heart's function as a pump is disturbed, resulting in inappropriate blood flow to organs and tissues of the body. Depending on the nature of the injury or abnormality in the myocardium and the resulting structural changes in the ventricles, 3
One of two types of non-ischemic (ie, not caused by a heart attack) myocardial disease can be present in a patient: dilated congested.
steve, hypertrophic, or restricted (rest)
rictive).

【０００３】 拡張型うっ血性心筋症は、心筋線維を損傷し、心室の壁を弱くする。これらの
室は、それにより、力強く収縮し、そして血液を循環系にポンピングするそれら
の能力のいくらかを失う。筋肉損傷を補うために、心室は拡大または拡張し、心
臓不全を引き起こす。肥大性心筋症は、心室の壁を厚く囲まれかつ分厚く（ｂｕ
ｌｋｙ）させる、心筋線維の無秩序な成長により特徴付けられる。肥厚化（ｔｈ
ｉｃｋｉｎｇ）は、一般的に、左心室（血液を大動脈を通して身体の重要な器官
および組織へポンピングする心臓の室）の壁において最も顕著である。障害を受
けた左心室は収縮するが、脳および他の生体器官への血液の供給は、不適切であ
り得る。なぜならば、血液は、収縮の間心臓内にトラップされるからである。拘
束型心筋症は、異常な細胞、タンパク質または瘢痕組織を生じて心臓の筋肉およ
び構造を浸潤し、室を堅くかつ分厚くさせる。心臓は、最初は正常に収縮するが
、堅い室は血液の心臓へ回帰を制限する。Dilated congestive cardiomyopathy damages myocardial fibers and weakens the walls of the ventricles. These chambers thereby contract strongly and lose some of their ability to pump blood into the circulatory system. To compensate for muscle damage, the ventricles expand or dilate, causing heart failure. Hypertrophic cardiomyopathy is a highly enclosed and thick (bu) wall of the ventricles.
is characterized by the disordered growth of myocardial fibers. Thickening (th
Icking is generally most prominent in the wall of the left ventricle, the chamber of the heart that pumps blood through the aorta to vital organs and tissues of the body. Although the damaged left ventricle contracts, blood supply to the brain and other vital organs can be inadequate. Because blood is trapped in the heart during systole. Restricted cardiomyopathy causes abnormal cells, proteins or scar tissue to invade the muscles and structures of the heart, making the chambers tight and thick. The heart initially contracts normally, but the rigid chambers limit the return of blood to the heart.

【０００４】 大量または複数の心臓発作はまた、心筋への血液供給の妨害の結果として重篤
な心臓損傷をもたらし得る。この損傷は、他の型の心筋症において見出されるも
のに類似の機能不全および構造上の異常性を生じ得る。この型の心臓疾患（冠状
動脈疾患から生じる）は、虚血性心筋症（ｉｓｃｈｅｍｉｃ ｃａｒｄｉｏｍｙ
ｏｐａｔｈｙ）と呼ばれる（ｉｓｃｈｅｍｉｃは、「酸素欠乏」を意味する）。Large or multiple heart attacks can also result in severe heart damage as a result of obstruction of blood supply to the heart muscle. This damage can result in dysfunction and structural abnormalities similar to those found in other types of cardiomyopathy. This type of heart disease (resulting from coronary artery disease) is an ischemic cardiomyopathy.
opacity) (ischemic means "oxygen deprivation").

【０００５】 主要な心臓発作または複数の小さな心臓発作により引き起こされる重篤な心臓
損傷は、心臓拡大および室壁の薄化、拡張型心筋症において観察される異常に類
似の異常を生じ得る。虚血性心筋症は、代表的に、（しばしば糖尿病および高血
圧のような他の症状を併発した）重篤な冠状動脈疾患を有する患者において発症
する。Severe heart damage caused by a major heart attack or multiple small heart attacks can result in dilation of the heart and thinning of the chamber wall, abnormalities similar to those observed in dilated cardiomyopathy. Ischemic cardiomyopathy typically develops in patients with severe coronary artery disease (often complicated by diabetes and other symptoms such as hypertension).

【０００６】 虚血性心筋症における心臓不全症状は、拡張型心筋症において見出される症状
に類似するが、虚血性疾患は、冠状動脈疾患の症状（例えば、アンギナ（これは
、心筋への減少した酸素供給から生じる胸部痛である））を、より多く伴うよう
である。診断は、代表的に、心臓発作の病歴、および左心室の主要な部分におけ
る不十分な機能を実証する研究に基づく。診断は、冠状動脈の血管造影により実
証され得、この血管造影は、冠状血管における狭窄（ｎａｒｒｏｗｉｎｇ）およ
び閉塞の面積を明らかにする。[0006] The symptoms of heart failure in ischemic cardiomyopathy are similar to those found in dilated cardiomyopathy, but ischemic disease is a symptom of coronary artery disease, such as angina, which has decreased oxygen to the heart muscle. Chest pain resulting from supply))). Diagnosis is typically based on a history of heart attack and studies demonstrating inadequate function in the major portion of the left ventricle. The diagnosis can be demonstrated by angiography of the coronary arteries, which reveals areas of narrowing and occlusion in the coronary vessels.

【０００７】 虚血性心筋症を有する患者は、心不全症状を軽減し、そして疾患冠状動脈を通
る血流を改善する薬剤（例えば、ニトログリセリン、いくつかの型のカルシウム
チャネル遮断薬、およびアンギオテンシン変換酵素（ＡＣＥ）インヒビター）で
処置される。心不全および冠状動脈疾患の症状が薬剤で制御され得ない場合、冠
状血管形成術または外科手術が考慮され得る。血管形成術および冠状動脈バイパ
ス移植術は、心臓への血流を増加させ、次いで心筋機能を増強させることを補助
し得る。Patients with ischemic cardiomyopathy have agents that reduce heart failure symptoms and improve blood flow through the diseased coronary arteries, such as nitroglycerin, some types of calcium channel blockers, and angiotensin converting enzyme. (ACE) inhibitor). If the symptoms of heart failure and coronary artery disease cannot be controlled by drugs, coronary angioplasty or surgery may be considered. Angioplasty and coronary artery bypass grafting may help increase blood flow to the heart and then enhance myocardial function.

【０００８】 心不全の症状が進行し、そして薬物療法または外科手術により改善され得ない
場合、患者は、心臓移植について言及され得る。虚血性心筋症を有する患者は、
全心臓移植レシピエントの約２分の１の割合を占めるである。ドナーの心臓の限
られた供給および心臓移植から生じる合併症（例えば、器官拒否反応）を伴い、
外科医は、重篤な虚血性心筋症を処置するための代替の手順を探索し続けている
。１つのこのような手順は、経心筋脈管再生（ｔｒａｎｓｍｙｏｃａｒｄｉａｌ ｒｅｖａｓｃｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）（そうでなければより簡単に「ＴＭＲ
」として公知）である。If the symptoms of heart failure progress and cannot be ameliorated by medication or surgery, the patient may be referred to as a heart transplant. Patients with ischemic cardiomyopathy
It accounts for about one-half of all heart transplant recipients. With the limited supply of donor hearts and complications resulting from heart transplants (eg, organ rejection),
Surgeons continue to explore alternative procedures for treating severe ischemic cardiomyopathy. One such procedure is transmyocardial revascularization (otherwise easier than TMR).
(Known as “”).

【０００９】 ＴＭＲ手順は、心筋または心筋層において、脈管再生する（すなわち新しいチ
ャネルを形成する）。新しく形成されたチャネルは、心臓壁の全体（心外膜（ｅ
ｐｉｃａｒｄｉｕｍ）（心臓の外層）、心内膜（ｅｎｄｏｃａｒｄｉｕｍ）（心
臓の内層）、およびこれらの間の心筋層または筋壁を含む）を貫通する。虚血性
心筋症は、しばしば左心室を冒すので、新しいチャネルは、代表的には、心臓の
この室の心臓壁に形成される。従って、大動脈を通ってポンピングされるために
待機している、左心室に存在する肺からの酸素添加された血液は、直接新しく形
成されたチャネルに流入し、心筋に栄養を与え得る（ｎｏｕｒｉｓｈ）。The TMR procedure revascularizes (ie forms new channels) in the myocardium or myocardium. The newly formed channel is the entire heart wall (epicardium (e
It penetrates the picardium (the outer layer of the heart), the endocardium (the inner layer of the heart), and the myocardium or muscle wall between them. Since ischemic cardiomyopathy often affects the left ventricle, new channels are typically formed in the heart wall of this chamber of the heart. Thus, oxygenated blood from the lungs residing in the left ventricle, waiting to be pumped through the aorta, can flow directly into the newly formed channels and nourish the myocardium. .

【００１０】 ＴＭＲを実行するための先駆的な方法は、心臓壁において物理的に穿孔するた
めの針の使用を含む。これらの方法は、心筋層への血液の一次的送達しか生じな
い。なぜならば、これらの穴は、心内膜において急速に治癒され、酸素添加され
た血液が心筋層に入るのを防ぐからである。ＴＭＲを実行するより最近の既存の
方法の１つは、レーザーの使用による。レーザーにより心臓壁に形成された新し
い穴またはチャネルが、心外膜において治癒する傾向があり、これは、血液損失
を防ぎ、そして心筋層の虚血性領域への血液灌流を促進することが観察された。A pioneering method for performing TMR involves the use of needles to physically perforate the heart wall. These methods result only in the primary delivery of blood to the myocardium. This is because these holes heal rapidly in the endocardium and prevent oxygenated blood from entering the myocardium. One of the more recent existing methods of performing TMR is through the use of lasers. It has been observed that new holes or channels created by the laser in the heart wall tend to heal in the epicardium, preventing blood loss and promoting blood perfusion to the ischemic region of the myocardium. It was

【００１１】 レーザーは、現代医療技術、特に最小侵襲性手術手順において、特に広範に有
用でかつ適用可能なツールであることが証明された。技術的に言うと、レーザー
（語「レーザー」は、ｌｉｇｈｔ ａｍｐｌｉｆｉｃａｔｉｏｎ ｂｙ ｓｔｉ
ｍｕｌａｔｅｄ ｅｍｉｓｓｉｏｎ ｏｆ ｒａｄｉａｔｉｏｎの頭字語である
）は、コヒーレント電磁放射を発生させるために、エネルギー準位間の原子また
は分子の固有発振を利用する。レーザーは、高強度かつ高エネルギーの光を単一
の周波数で生じることができる。レーザー光のエネルギーは、ジュール（Ｊ）ま
たはワット−秒（Ｗ−ｓ）で測定され、そしてレーザーの出力は、ワット（Ｗ）
で測定される。Lasers have proven to be a particularly broadly useful and applicable tool in modern medical technology, especially in minimally invasive surgical procedures. Technically speaking, a laser (the word "laser" is a light amplification by sti).
(acronym for modulated emission of radiation) utilizes the natural oscillation of an atom or molecule between energy levels to generate coherent electromagnetic radiation. Lasers are capable of producing high intensity, high energy light at a single frequency. The energy of the laser light is measured in joules (J) or watt-seconds (Ws), and the laser power is watts (W).
Measured at.

【００１２】 ＴＭＲを実行するための従来の手術装置の１つは、レーザーおよび光ファイバ
ーから構成される。外科医は、全てのレーザー光を所望の点に集束することを確
実にするために、光ファイバーの末端を心外膜に対して配置し、次いでそのレー
ザーを発射させる。新しいチャネルを完全に心臓壁を通して心室へと形成するた
めに、外科医は、光ファイバーを、心外膜、心筋層、および心内膜心外膜中に、
心筋層、および心内膜を通して、触覚で推進させる必要がある。虚血性心筋症の
性質のために、罹患した心筋層の厚さは、不規則であり、かつ正常よりは厚い。
従って、外科医は、各箇所において、心臓壁を通して光ファイバーを触覚で推進
させる必要がある。この手順は、安全に達成するために特定の量の時間がかかり
、そして外科医の役割におけるかなりの量の当て推量を含む。この手順は、心臓
の拍動により複雑化する。従って、レーザーの発射は、心臓の拍動に同期させる
必要がある。さらに、不規則な形状の穴は、外科医が光ファイバーを一定速度で
組織に推進しない場合に生じ得る。例えば、新しい穴内の空隙は、外科医が速度
を緩めた場合かまたは特定の位置でわずかに停止した場合に形成され得る。なぜ
ならば、時間にわたって放射されるレーザーエネルギーが増加することにより、
その位置においてより多くの組織が破壊されるからである。さらに、放射された
レーザーエネルギーの増加は、その場所において過剰の外傷を周囲の組織に生じ
得る。[0012] One conventional surgical device for performing TMR consists of a laser and an optical fiber. The surgeon positions the end of the optical fiber against the epicardium and then fires the laser to ensure that all laser light is focused at the desired point. To form a new channel completely through the heart wall and into the ventricles, the surgeon uses optical fibers in the epicardium, myocardium, and endocardium epicardium.
It must be tactilely propelled through the myocardium and through the endocardium. Due to the nature of ischemic cardiomyopathy, the thickness of the affected myocardium is irregular and thicker than normal.
Therefore, the surgeon must tactilely propel the optical fiber through the heart wall at each location. This procedure takes a certain amount of time to achieve safely and involves a considerable amount of guesswork in the role of the surgeon. This procedure is complicated by the heart beat. Therefore, the firing of the laser needs to be synchronized with the heart beat. In addition, irregularly shaped holes can occur if the surgeon does not propel the optical fiber into the tissue at a constant velocity. For example, a void in the new hole may form if the surgeon slows down or stops slightly at a particular location. Because the laser energy emitted over time increases,
This is because more tissue is destroyed at that location. Moreover, the increase in emitted laser energy can cause excessive trauma to surrounding tissue at the location.

【００１３】 多くの外科適用において、できるだけ大きな穴を穿孔することが望ましくあり
得る。例えば、虚血性心筋層の処置において、より大きな直径を有する穴は、よ
り大きな内表面積を有し；従って、より多くの血液が、虚血組織中に灌流し得る
。レーザー切除を用いて比較的大きな穴（例えば、約１ｍｍ）を穿孔する際の困
難性は、レージングプレナム（ｌａｓｉｎｇ ｐｌｅｎｕｍ）の面積が穴の直径
の増加と共に指数的に増加することである（レージングプレナム（ｌａｓｉｎｇ
ｐｌｅｎｕｍ）は、放射レーザーエネルギーに供される穴の「底（ｂｏｔｔｏ
ｍ）」と定義される）。例えば、０．５ｍｍ直径を有する穴のレージングプレナ
ムの面積と１ｍｍ直径の穴のレージングプレナムの面積との間の比は、４である
。従来の実施は、より大きな穴を形成するために光ファイバーの直径（従ってレ
ーザービームの直径）を増加させてきた。レーザーの出力もまた増加され得る。
しかし、レーザービームの直径の増加は、放射されるエネルギー量の増加をもた
らし、従って、周囲の組織の外傷を増加させる。さらに、レーザーエネルギーの
出力は、光ファイバーの容量を上回るまで、特定の点まで増加され得るのみであ
る。In many surgical applications it may be desirable to drill as large a hole as possible. For example, in the treatment of ischemic myocardium, holes with larger diameter have larger internal surface area; thus, more blood can perfuse into ischemic tissue. A difficulty in drilling relatively large holes (eg, about 1 mm) using laser ablation is that the area of the lasing plenum increases exponentially with increasing hole diameter (lasing plenum. (Lasing
The plenum is the "botto" of the hole that is subjected to radiant laser energy.
m) ”)). For example, the ratio between the area of a lasing plenum for a hole having a diameter of 0.5 mm and the area of a lasing plenum for a hole of 1 mm diameter is 4. Conventional practice has increased the diameter of the optical fiber (and thus the diameter of the laser beam) to create larger holes. The power of the laser can also be increased.
However, increasing the diameter of the laser beam results in an increase in the amount of energy emitted, thus increasing trauma to the surrounding tissue. Moreover, the output of laser energy can only be increased to a certain point until the capacity of the optical fiber is exceeded.

【００１４】 従って、前述の観点から、薬剤を、一貫して制御された様式で組織に送達する
ための方法および関連した装置を提供することが、本発明の目的である。Therefore, in view of the foregoing, it is an object of the present invention to provide a method and associated device for delivering a drug to a tissue in a consistent and controlled manner.

【００１５】 本発明の別の目的は、完全な穴または部分的な穴のいずれかを組織に形成し、
次いで薬剤をその穴および／または周囲の心筋層組織に送達するための手術装置
を提供することである。Another object of the invention is to create either complete or partial holes in the tissue,
Then to provide a surgical device for delivering the drug to the hole and / or surrounding myocardial tissue.

【００１６】 本発明のさらなる目的は、心筋層における脈管形成および内皮増殖を促進する
ための手術装置および方法を提供することである。A further object of the present invention is to provide surgical devices and methods for promoting angiogenesis and endothelial proliferation in the myocardium.

【００１７】 本発明のなお別の目的は、経心筋脈管再生を実行する間に、心筋層に薬剤を送
達するための方法および関連装置を提供することである。Yet another object of the present invention is to provide a method and related devices for delivering agents to the myocardium while performing transmyocardial revascularization.

【００１８】 （発明の要旨） これらの目的および他の目的は、組織を取り除くことによって組織内に穴また
はチャネルを形成し、次いでその穴もしくはチャネル、または穴もしくはチャネ
ルを取り囲む組織に薬剤を送達する、薬剤送達システムを提供する本発明の外科
的装置および関連する方法によって達成される。組織は好ましくは、レーザー切
除で取り除かれるが、他の方法（例えば、高周波電気エネルギー）によって取り
除かれ得る。SUMMARY OF THE INVENTION These and other objects form a hole or channel in tissue by removing the tissue and then deliver the drug to the hole or channel, or the tissue surrounding the hole or channel. , A surgical device of the present invention and a related method of providing a drug delivery system. Tissue is preferably removed by laser ablation, but can be removed by other methods such as radio frequency electrical energy.

【００１９】 本発明に従って組織に薬剤を供給するためのシステムは、組織（例えば、心臓
組織（心筋層））内に穴またはチャネルを形成し、次いで、薬剤で部分的、もし
くは全面的に、穴もしくはチャネルを満たすことによって、または薬剤を穴もし
くはチャネルを取り囲む組織に注入することによって、組織に対して、薬剤（例
えば、心臓血管疾患を処置するための治療剤、新脈管形成を促進する増殖因子、
この増殖因子をコードする遺伝子、または新脈管形成を促進する任意の他の治療
剤もしくは遺伝子治療剤）を送達するために利用され得る。このプロセスは、組
織の標的領域において複数の穴またはチャネルを形成し、そして満たすために複
数回反復され得る。従来の全身送達アプローチと対照的に、本発明の薬剤送達シ
ステムは、特定の標的組織に対して制御された手段で薬剤を送達する。A system for delivering a drug to tissue in accordance with the present invention forms a hole or channel in a tissue (eg, cardiac tissue (myocardium)) and then partially or completely with the drug. Alternatively, by filling the channel or by injecting the drug into the tissue surrounding the hole or channel, the tissue (eg, a therapeutic agent for treating cardiovascular disease, a therapeutic agent for treating cardiovascular disease, proliferation promoting angiogenesis) is applied to the tissue. factor,
Gene, which encodes this growth factor, or any other therapeutic or gene therapeutic agent that promotes angiogenesis). This process can be repeated multiple times to form and fill multiple holes or channels in the target area of tissue. In contrast to conventional systemic delivery approaches, the drug delivery system of the present invention delivers drugs in a controlled manner to specific target tissues.

【００２０】 本発明の薬剤送達システムは、レーザー切除で組織を取り除くことによって標
的組織中にチャネルを形成し得る。レーザーエネルギーを用いた組織切除は、心
臓において新脈管形成の自然生物学的プロセスを刺激することが見出された。さ
らに、新脈管形成を促進する増殖因子のような薬剤を投与することは、心臓にお
いて新脈管形成を促進することが見出された。従って、心臓における新脈管形成
の相乗刺激および促進は、切除された心筋層のそれらの領域への増殖因子の送達
を用いる、レーザー切除に対する心臓の自然脈管形成応答を増加させることによ
って引き起こされる。それらのチャネル内、またはそれらのチャネルに隣接する
増殖因子の送達とのチャネルの形成に対する心臓の自然応答の組み合わせは、こ
れまであり得なかった利益を患者に与える。The drug delivery system of the present invention may create channels in the target tissue by removing the tissue with laser ablation. Tissue ablation with laser energy has been found to stimulate natural biological processes of angiogenesis in the heart. Furthermore, it has been found that administration of agents such as growth factors that promote angiogenesis promote angiogenesis in the heart. Thus, synergistic stimulation and promotion of angiogenesis in the heart is caused by increasing the natural angiogenic response of the heart to laser ablation with delivery of growth factors to those areas of the ablated myocardium. . The combination of the natural response of the heart to the formation of channels with the delivery of growth factors within or adjacent to those channels provides patients with previously impossible benefits.

【００２１】 本発明の広範な局面において、組織に薬剤を送達するためのシステムは、切除
および注入デバイス、ならびにハンドピースを備える。この切除および注入デバ
イスは、光ファイバー、およびクラッディングで単一の構造体内に共に形成され
る送達部材を備える。この光ファイバーは、レーザーエネルギー源からレーザー
エネルギーを受容するための入口、およびレーザーエネルギーを放射するための
出口を有する。この送達部材は、薬剤源から薬剤を受容するための入口、および
薬剤を注入するための出口を有する管腔を有する。このハンドピースは、制御さ
れた可動性関係で、切除および注入デバイスを受容するために適合される。使用
の際に、ハンドピースの遠位端は標的組織に対して配置される。この切除および
注入デバイスは、光ファイバーからレーザーエネルギーを放射する間、ハンドピ
ースの遠位端を越え、そして組織内に前進される。放射されるレーザーエネルギ
ーは、光ファイバーが前進するにつれて組織を切除する。次いで、切除および注
入デバイスは組織から後退され、それにより、組織において形成されるチャネル
を生じる。デバイスを引き込む間、薬剤は送達部材からチャネルに注入され、そ
れによってチャネル内にプラグを供給する。この薬剤は、増殖因子単独、または
組織において新脈管形成を増加させる細胞マトリックスと組み合わせて増殖因子
を含有する。In a broad aspect of the invention, a system for delivering a drug to tissue comprises an ablation and injection device and a handpiece. The ablation and injection device comprises an optical fiber and a delivery member co-formed with a cladding into a single structure. The optical fiber has an inlet for receiving laser energy from a laser energy source and an outlet for emitting laser energy. The delivery member has a lumen having an inlet for receiving a drug from a drug source and an outlet for injecting the drug. The handpiece is adapted to receive the ablation and injection device in a controlled, movable relationship. In use, the distal end of the handpiece is placed against the target tissue. The ablation and injection device is advanced past the distal end of the handpiece and into tissue while emitting laser energy from an optical fiber. The emitted laser energy ablate tissue as the optical fiber advances. The ablation and injection device is then retracted from the tissue, thereby creating a channel formed in the tissue. During withdrawal of the device, drug is injected from the delivery member into the channel, thereby providing a plug within the channel. The agent contains growth factor alone or in combination with a cell matrix that increases angiogenesis in tissues.

【００２２】 本発明の、他の局面、特徴および利点は、添付の図面と関連して考慮される下
記の記述から本発明と関連のある当業者に明らかとなる。Other aspects, features and advantages of the invention will be apparent to those skilled in the art to which the invention pertains from the following description considered in conjunction with the accompanying drawings.

【００２３】 （例示的実施形態の詳細な説明） より詳細に図面を参照すると、図１において、本発明の組織ドリル５０の例示
的実施形態は、レーザーエネルギー源５２とあわせて図示される。例示的組織ド
リル５０は、一定の制御可能でプログラム可能な様式でのレーザー切除により、
組織に穴またはチャネルを形成する。以下の記載の第１の部分は、組織切除およ
び組織におけるチャネルの形成の原理に焦点を置く。次いで、本発明のこれらの
原理は、チャネルが形成される組織への薬剤の送達のためのシステムに容易に適
用され、このことは、以下により詳細に考察される。DETAILED DESCRIPTION OF EXEMPLARY EMBODIMENTS Referring to the drawings in more detail, in FIG. 1, an exemplary embodiment of a tissue drill 50 of the present invention is illustrated in conjunction with a laser energy source 52. The exemplary tissue drill 50 allows for laser ablation in a controlled and programmable manner.
Form holes or channels in tissue. The first part of the description below focuses on the principles of tissue ablation and formation of channels in tissue. These principles of the present invention are then readily applied to systems for delivery of drugs to tissues where channels are formed, which is discussed in more detail below.

【００２４】 切除は、長い分子を短い気体状分子へと断片化するプロセスである。生存生物
中の組織（人体を含む）の多くは、ほとんど（例えば、約７５％）水から構成さ
れており、有機物質が残りの部分を構成する。有機物質の分子は、炭素、窒素、
酸素、および水素の原子からなり、これらは、共有結合を通して共に結合される
。切除は、これらの共有結合を破壊するプロセスである。組織ドリル５０は、組
織の分子をばらばらに破壊するための切除プロセスを利用し、それにより組織に
穴またはチャネルを形成する。切除プロセスは、以下により詳細に議論される。Ablation is the process of fragmenting long molecules into short gaseous molecules. Most tissues (including the human body) in living organisms are mostly (eg, about 75%) composed of water, with organic matter making up the balance. The molecules of organic substances are carbon, nitrogen,
It consists of oxygen and hydrogen atoms, which are bound together through covalent bonds. Excision is the process of breaking these covalent bonds. Tissue drill 50 utilizes an ablation process to break apart the molecules of tissue, thereby forming holes or channels in the tissue. The ablation process is discussed in more detail below.

【００２５】 例示的組織ドリル５０は、ユーザにより操作のためのハンドピース５４および
レーザーエネルギーをレーザーエネルギー源５２から伝達するための光ファイバ
ー５６（図１Ａに示される）を備える。光ファイバー５６は、レーザーエネルギ
ーを放射するための出口部分５８を有する。出口部分５８は、実質的にドリルビ
ットとして作用する。操作の際に、出口部分５８は、レーザーエネルギーを放出
しながら、引き込み位置（実線で示される）から前進位置（破線で示される）ま
で移動される。矢印Ａは、前進位置に移動する出口部分５８を表し、そして矢印
Ｌは、出口部分５８から放出されるレーザーエネルギーを表す。組織は、出口部
分５８が前進されるにつれてレーザーエネルギーにより切除され、それにより穴
またはチャネルを組織に形成する。例示的な組織ドリル５０はまた、前進位置に
移動しながら出口部分５８を回転し得、これは矢印Ｒで表される。前進位置に到
達した後、出口部分５８は、引き込み位置に引かれ得、これは、矢印Ｂで表され
る。出口部分５８の前進および引き込みは、好ましくは光ファイバー５６の中心
軸に沿う。出口部分５８の任意の回転は、好ましくは光ファイバー５６の中心軸
の周りである。出口部分５８の軸移動および回転移動は、以下に詳細に考察され
る。The exemplary tissue drill 50 comprises a handpiece 54 for manipulation by a user and an optical fiber 56 (shown in FIG. 1A) for transmitting laser energy from a laser energy source 52. The optical fiber 56 has an outlet portion 58 for emitting laser energy. The outlet portion 58 acts essentially as a drill bit. In operation, the outlet portion 58 is moved from the retracted position (shown in solid lines) to the advanced position (shown in dashed lines) while emitting laser energy. Arrow A represents the exit portion 58 moving to the advanced position, and arrow L represents the laser energy emitted from the exit portion 58. The tissue is ablated by the laser energy as the exit portion 58 is advanced, thereby forming a hole or channel in the tissue. The exemplary tissue drill 50 may also rotate the outlet portion 58 while moving to the advanced position, which is represented by arrow R. After reaching the advanced position, the outlet portion 58 can be pulled to the retracted position, which is represented by arrow B. The advancement and retraction of the outlet portion 58 is preferably along the central axis of the optical fiber 56. Any rotation of the outlet portion 58 is preferably about the central axis of the optical fiber 56. The axial and rotational movement of the outlet portion 58 will be discussed in detail below.

【００２６】 光ファイバー５６の例示的出口部分５８は、レーザーエネルギーが放出される
出口６２を有する端部表面６０を有する。出口６２は、好ましくは、出口部分５
８が回転するにつれて、出口６２が中心軸の周りで回転するように、出口部分５
８の中心軸からずれるかまたは中心軸に対して偏心している。従って、出口部分
５８が回転するにつれて出口６２から放出されるレーザーエネルギーは、単一の
点には集束しないが、中心軸の周りに分布する。換言すると、出口部分５８の中
心軸に対する出口６２の偏心した関係は、好ましくは、出口部分５８が軸方向に
前進するにつれてレーザーエネルギーの勾配を生じ、最も高いレベルのレーザー
エネルギーは中心軸にあり、このエネルギーは、周縁部に向かって減少する。出
口部分５８の偏心はまた、以下に詳細に考察される。The exemplary exit portion 58 of the optical fiber 56 has an end surface 60 with an exit 62 through which laser energy is emitted. The outlet 62 is preferably the outlet portion 5
As the outlet 8 rotates, the outlet 62 is rotated so that the outlet 62 rotates about a central axis.
8 deviates from the central axis or is eccentric to the central axis. Therefore, as the outlet portion 58 rotates, the laser energy emitted from the outlet 62 is not focused at a single point, but is distributed about the central axis. In other words, the eccentric relationship of the outlet 62 to the central axis of the outlet portion 58 preferably produces a gradient of laser energy as the outlet portion 58 advances axially, with the highest level of laser energy at the central axis. This energy decreases towards the periphery. The eccentricity of the outlet portion 58 is also discussed in detail below.

【００２７】 ハンドピース５４は、種々の構成に従って実施され得る。例えば、ハンドピー
ス５４は、脈管内手順において利用され、かつ視覚化、洗浄、および吸引を容易
にするための複数の管腔を有する可撓性カテーテルであり得る。この点において
、出口部分５８は、組織（例えば、心臓の左心室の内側上）を脈管化するために
、このカテーテルの遠位端を越えて前進し得る。あるいは、ハンドピース５４は
、トロカール鞘として形成され得、組織アクセスのために肋間に（すなわち、肋
骨の間）位置付けられる。ハンドピース５４はまた、湾曲して特定の形状をとり
、そして保持し得る複数の人工関節を有するＳ字形様構成で形成され得る。さら
に、ハンドピース５４は、可撓性ケーブルシージングを有する導管であり得る。
従って、一般的な意味で、ハンドピース５４は、出口部分５８を標的組織へ送達
するための「ユーザインターフェース」を提供し、これは、外科医による直接物
理的操作またはグログラムされた機械的制御のいずれかにより達成され得る。The handpiece 54 can be implemented according to various configurations. For example, the handpiece 54 can be a flexible catheter utilized in intravascular procedures and having multiple lumens to facilitate visualization, irrigation, and aspiration. At this point, the outlet portion 58 may be advanced beyond the distal end of the catheter to vascularize tissue (eg, inside the left ventricle of the heart). Alternatively, the handpiece 54 can be formed as a trocar sheath and positioned intercostally (ie, between the ribs) for tissue access. The handpiece 54 can also be formed in an S-shaped configuration with a plurality of artificial joints that can be curved and have a particular shape and hold. Further, the handpiece 54 can be a conduit with flexible cable sheathing.
Thus, in a general sense, the handpiece 54 provides a "user interface" for delivering the outlet portion 58 to the target tissue, which may be either direct physical manipulation by the surgeon or grossed mechanical control. Can be achieved by

【００２８】 本発明の例示的ハンドピースは、図２Ａおよび２Ｂに図示される。例示的ハン
ドピース５４は、本体部分６４および継手部分６６を備え得る。例示的身体部分
６４は、遠位端６８を有する。例示的継手部分６６は、出口部分５８が身体部分
６４の遠位端６８を越えて前進され得るように、制御された軸方向の移動可能な
関係で光ファイバー５６を収容するように適合されるかまたは構成される。さら
に、継手部分６６は、少なくとも光ファイバー５６の出口部分５８が回転し得る
ような回転可能な関係で、光ファイバー５６を受容するように適合され得る。ハ
ンドピース５４がカテーテルまたは同様の可撓性管状部材として構成される場合
、この管状部材の内表面は、制御された、軸方向に移動可能かつ／または回転可
能な関係で光ファイバー５６を受容することにより、継手部分として作用する。An exemplary handpiece of the present invention is illustrated in Figures 2A and 2B. The exemplary handpiece 54 may include a body portion 64 and a fitting portion 66. The exemplary body portion 64 has a distal end 68. Is the exemplary coupling portion 66 adapted to accommodate the optical fiber 56 in a controlled axially displaceable relationship such that the outlet portion 58 can be advanced beyond the distal end 68 of the body portion 64. Or composed. Further, the coupling portion 66 can be adapted to receive the optical fiber 56 in a rotatable relationship such that at least the outlet portion 58 of the optical fiber 56 can rotate. If the handpiece 54 is configured as a catheter or similar flexible tubular member, the inner surface of the tubular member will receive the optical fiber 56 in a controlled, axially displaceable and / or rotatable relationship. Acts as a joint part.

【００２９】 図２Ａに示されるような出口部分５８の引き込み位置は、端部表面６０が、実
質的に本体部分６４の遠位端６８に、またはこの遠位端６８の近傍に位置付けら
れる位置として規定され得る。従って、端部表面６０は、遠位端６８をわずかに
越えて突出し得るか、あるいは遠位端６８に対して近位であるかまたは実質的に
遠位端６８と整列（または共平面）し得る。図２Ｂに示されるような出口部分５
８の前進された位置は、出口６２を有する端部表面６０が、本体部分６４の遠位
端６８を距離ｄだけ超えて突出する位置として規定され得る。以下により詳細に
議論されるように、端部表面６０が遠位端６８を越えて突出する距離ｄは、好ま
しくは、予め決定され、調節可能であり、かつ／またはプログラム可能である。The retracted position of the outlet portion 58 as shown in FIG. 2A is such that the end surface 60 is positioned substantially at or near the distal end 68 of the body portion 64. Can be defined. Accordingly, the end surface 60 may project slightly beyond the distal end 68, or may be proximal to or substantially aligned (or coplanar) with the distal end 68. obtain. Exit portion 5 as shown in FIG. 2B
The advanced position of 8 may be defined as the position where the end surface 60 having the outlet 62 projects beyond the distal end 68 of the body portion 64 by a distance d. As discussed in more detail below, the distance d by which the end surface 60 projects beyond the distal end 68 is preferably predetermined, adjustable, and / or programmable.

【００３０】 さらに図３Ａおよび３Ｂを参照して、例示的継手部分６６は、管状部材７０お
よびカラー７２から構成される駆動装置を備え得る。管状部材７２は、光ファイ
バー５６を受容し、そして光ファイバー５６を保持するためのチャック７４を有
し得る。管状部材７２はまた、その長さに沿って形成される環状ネジ切り７６を
有し得る。カラー７２は、本体部分６４内に配置され、そして相補的内部ネジ切
り７８を有する。図３Ｂに示されるように、例示的管状部材７２は、本体部分６
４内でスライド可能に、かつ回転可能に、受容可能であり、環状ネジ切り７６は
、カラー７２の内部ネジ切り７８と係合する。従って、管状部材７０の回転は、
管状部材７０を軸方向に移動させる。光ファイバー５６がチャック７４により保
持されるので、出口部分５８を有する光ファイバー５６は、管状部材と共に軸方
向に移動する。カテーテルのようなハンドピース５４の代替の実施形態において
、ハンドピース５４上に継手部分６６および駆動装置を配置せずに、これらの要
素は、近位位置（例えば、レーザー装置５２の位置）に供給され得る。この点に
おいて、カテーテル形状ハンドピース５４は、光ファイバー５６を本体部分内に
保持し、これにより、座屈を防ぎ、そして出口部分５８を標的部位に送達するが
、これは継手および駆動装置を実質的に含まない。Still referring to FIGS. 3A and 3B, the exemplary coupling portion 66 may include a drive composed of a tubular member 70 and a collar 72. The tubular member 72 may have a chuck 74 for receiving the optical fiber 56 and holding the optical fiber 56. Tubular member 72 may also have an annular thread 76 formed along its length. The collar 72 is disposed within the body portion 64 and has complementary internal threading 78. As shown in FIG. 3B, the exemplary tubular member 72 includes a body portion 6
4 is slidably and rotatably receivable within 4, the annular thread 76 engaging an internal thread 78 of the collar 72. Therefore, the rotation of the tubular member 70 is
The tubular member 70 is moved in the axial direction. Since the optical fiber 56 is held by the chuck 74, the optical fiber 56 having the outlet portion 58 moves axially with the tubular member. In an alternative embodiment of the handpiece 54, such as a catheter, these elements are delivered to a proximal position (eg, the position of the laser device 52) without the joint portion 66 and the drive being placed on the handpiece 54. Can be done. In this regard, the catheter-shaped handpiece 54 holds the optical fiber 56 within the body portion, thereby preventing buckling and delivering the outlet portion 58 to the target site, which substantially eliminates the coupling and drive. Not included in.

【００３１】 図４を参照して、出口部分５８に加えて、例示的光ファイバー５６は、細長部
分８０を有する。コア８２およびクラッディング８４は、光ファイバー５６を規
定し、そして細長部分８０および出口部分５８に沿って伸張する。コア８２は、
レーザーエネルギーを受けるための入口８６およびレーザーエネルギーを放出す
るための出口６２（図１もまた参照のこと）を有する。コア８２およびクラッデ
ィング８４は、高純度シリカガラスまたはサファイアから製造され得、コア８２
は、クラッディング８４の屈折率より大きな屈折率を有し、その結果レーザーエ
ネルギーの変調パルスは、クラッディング８４を貫通することなくコア８２に沿
って移動する。光ファイバー５６は、任意の寸法に従って構成され得るが、多く
の適用については、細長部分８０の長さｌeは、外科医に十分な操作性を提供す
るために約０．５メートル（ｍ）から２ｍ以上までの範囲であり得、そして出口
部分５８の長さｌoは、約５０ミリメートル（ｍｍ）までの範囲であり得、その
結果、異なる長さの穴が組織に形成され得る。医用以外の適用について、光ファ
イバー５６は、それによって特定の用途を達成するように寸法決めされ得る。With reference to FIG. 4, in addition to the outlet portion 58, the exemplary optical fiber 56 has an elongated portion 80. Core 82 and cladding 84 define optical fiber 56 and extend along elongate portion 80 and exit portion 58. The core 82 is
It has an inlet 86 for receiving laser energy and an outlet 62 for emitting laser energy (see also FIG. 1). The core 82 and the cladding 84 may be manufactured from high purity silica glass or sapphire.
Have an index of refraction greater than that of the cladding 84, so that the modulated pulse of laser energy travels along the core 82 without penetrating the cladding 84. The optical fiber 56 can be constructed according to any size, but for many applications, the length l e of the elongated portion 80 is about 0.5 meters (m) to 2 meters to provide the surgeon with sufficient maneuverability. the length l o to be in the range of, and the outlet portion 58 than can range up to about 50 mm (mm), so that different lengths hole of may be formed in the tissue. For non-medical applications, the optical fiber 56 may be dimensioned thereby to achieve a particular application.

【００３２】 光ファイバー５６のコア８２は、細長部分８０に沿った軸Ｅおよび出口６２に
おいて軸Ｏを有する。さらに図５を参照して、出口部分５８に沿ったコア８２は
、細長部分８０に沿ったコア８２から角度を付けられて離れ、かつ細長部分８０
に沿ったコア８２に対して斜めである。端部表面６０において、出口６２におけ
るコア８２の軸Ｏは、細長部分８０のコア８２の軸Ｅから距離δだけはずされる
か、または軸Ｅに対して距離δだけ中心がずれる。従って、出口６２から放出さ
れるレーザーエネルギーは、光ファイバー５６が回転軸Ｅの周りに回転するにつ
れて軸Ｅの周りに分布する。さらに、レーザーエネルギーの分布は、光ファイバ
ー５６が完全に一回転するにつれて、端部表面６０の全表面積にわたる。端部表
面６０において、出口６２は、コア８２の軸Ｏが軸Ｅに対して斜めになるか、ま
たは示されるように軸Ｅに対して平行になるように構成され得る。The core 82 of the optical fiber 56 has an axis E along the elongated portion 80 and an axis O at the outlet 62. Still referring to FIG. 5, the core 82 along the outlet portion 58 is angled away from the core 82 along the elongated portion 80 and
Is oblique to the core 82 along. At the end surface 60, the axis O of the core 82 at the outlet 62 is offset from the axis E of the core 82 of the elongated portion 80 by a distance δ or is offset from the axis E by a distance δ. Therefore, the laser energy emitted from the outlet 62 is distributed about the axis E as the optical fiber 56 rotates about the axis E of rotation. Moreover, the distribution of laser energy spans the entire surface area of the end surface 60 as the optical fiber 56 makes one complete revolution. At the end surface 60, the outlet 62 may be configured such that the axis O of the core 82 is oblique to the axis E or parallel to the axis E as shown.

【００３３】 光ファイバー５６の代替の例示的な実施形態は、図６および７に図示される。
コア８２およびクラッディング８４に加えて、例示的光ファイバー５６は、出口
部分５８の周りに配置される補助的クラッディング８８を備え得る。図４に示さ
れる実施形態と同様に、出口６２の軸Ｏを回転軸Ｅから距離δだけはずすために
、出口部分５８のコア８２は、細長部分８０のコア８２に対して斜めである。補
助的クラッディング８８は、細長部分８０のコア８２（およびクラッディング８
４）に対する、出口部分５８のコア８２（およびクラッディング８４）の斜めの
関係を補う。従って、補助的クラッディング８８は、出口部分５８の好ましい円
筒形形状を提供し、その結果出口部分５８は、細長部分８０が軸Ｅの周りで回転
するにつれて軸Ｅの周りで回転する。さらに、出口６２における軸Ｏが軸Ｅに対
して中心がずれていることに加えて、コア８２の軸Ｏは、図４に示されるような
平行な関係よりも、出口６２において軸Ｅに対して斜めであり得る。An alternative exemplary embodiment of optical fiber 56 is illustrated in FIGS. 6 and 7.
In addition to core 82 and cladding 84, exemplary optical fiber 56 may include supplemental cladding 88 disposed around outlet portion 58. Similar to the embodiment shown in FIG. 4, the core 82 of the outlet portion 58 is oblique with respect to the core 82 of the elongated portion 80 in order to deviate the axis O of the outlet 62 from the axis of rotation E by a distance δ. Auxiliary cladding 88 includes core 82 of elongated portion 80 (and cladding 8
4) to supplement the diagonal relationship of the core 82 (and cladding 84) of the outlet portion 58. Accordingly, the auxiliary cladding 88 provides the preferred cylindrical shape of the outlet portion 58 so that the outlet portion 58 rotates about the axis E as the elongated portion 80 rotates about the axis E. Further, in addition to the axis O at the outlet 62 being offset from the axis E, the axis O of the core 82 is at the outlet 62 relative to the axis E rather than in a parallel relationship as shown in FIG. Can be diagonal.

【００３４】 図６および７に図示されるように、端部表面６０（出口６２を含む）は、例示
的光ファイバー５６の軸Ｅに対して実質的に垂直である。垂直な関係を形成する
ために、コア８２およびクラッディング８４は、軸Ｏに対する斜めの角度で磨か
れるかまたは研磨され、それにより一点破線Ｐで示されるコア８２およびクラッ
ディング８４の部分を除去する。従って、例示的端部表面６０は、実質的に平坦
である。あるいは、端部表面６０は、出口部分５８の特定の実施に依存して、凸
状、凹状、または他の形状であり得る。As illustrated in FIGS. 6 and 7, the end surface 60 (including the outlet 62) is substantially perpendicular to the axis E of the exemplary optical fiber 56. To form a vertical relationship, the core 82 and cladding 84 are ground or polished at an oblique angle to the axis O, thereby removing the portion of the core 82 and cladding 84 indicated by the dashed line P. . Thus, the exemplary end surface 60 is substantially flat. Alternatively, the end surface 60 may be convex, concave, or other shape, depending on the particular implementation of the outlet portion 58.

【００３５】 特に図７を参照して、例示的光ファイバー５６の端部表面６０は、外縁９０に
沿って規定される円周Ｃcsを有し、そしてコア８２の出口６２は、外縁９２に沿
って規定される円周Ｃoを有する。円周Ｃcsおよび円周Ｃoは、外縁９０および９
２の弧の長さαに沿って同一広がりを持つ。この関係は、レーザーエネルギーを
、端部表面６０の外縁９０において出口６２から放出されることを可能にする。
出口部分５８が回転するにつれて、レーザーエネルギーは、回転する端部表面６
０の円周Ｃcsに沿って放射される。弧の長さαは、単一の曲線終始点から所望の
場合、数秒、数分、または数度の範囲であり得る。With particular reference to FIG. 7, the end surface 60 of the exemplary optical fiber 56 has a circumference C cs defined along an outer edge 90, and the outlet 62 of the core 82 extends along the outer edge 92. Has a circumference C o defined by The circumference C cs and the circumference C o are defined by the outer edges 90 and 9
It is coextensive along the length α of the two arcs. This relationship allows laser energy to be emitted from the outlet 62 at the outer edge 90 of the end surface 60.
As the exit portion 58 rotates, the laser energy is transferred to the rotating end surface 6
It is radiated along a circle C cs of 0. The arc length α can range from seconds, minutes, or degrees, if desired, from a single curve endpoint.

【００３６】 出口６２の直径ｄoは、好ましくは端部表面６０の直径ｄcsの約２分の１より
大きい。従って、出口６２は、端部表面６０の表面積の少なくとも４分の１であ
る表面積を有する。表面積におけるこの関係は、レーザーエネルギーが端部表面
６０のかなりの割合から放射されることを可能にする。さらに、レーザーエネル
ギーは、端部表面６０の全体から同時には放射されないが、むしろ出口部分５８
が軸Ｅの周りに１回転するのにかかる時間にわたる。経心筋層血管再生における
使用のための光ファイバー５６の例示的な商業的実施形態は、約１ｍｍの端部表
面６０（および出口部分５８）の直径ｄcsおよび約０．６ｍｍの出口６２の直径
ｄoを必要とする。概して、出口部分５８の寸法は、行われる手順の型、および
穴の所望の大きさにより決定され、出口６２の直径ｄoは、端部表面６０の直径
ｄcsの少なくとも２分の１である。例えば、１．５ｍｍの直径を有する穴が所望
の場合、端部表面６０（および出口部分５８）の直径ｄcsは、約１．５ｍｍであ
るべきであり；従って、出口６２の直径は、約０．７５ｍｍから１．５ｍｍより
わずかに少ない範囲であり得るが、好ましくは約０．８ｍｍである。多くの医療
適用にのために、端部表面６０の直径ｄcsは、約０．２ｍｍ〜２．５ｍｍより大
きい範囲であり得、出口６２の直径ｄoは、約０．１ｍｍ〜約２ｍｍ以下の範囲
であり得ることが企図される。経心筋層血管再生（以下で考察される）のような
特定の医用適用について、端部表面６０の直径ｄcsは、約０．６ｍｍ〜約２ｍｍ
であり得、出口６２の直径ｄoは、約０．３ｍｍ〜約１ｍｍの範囲であり得る。The diameter d o of the outlet 62 is preferably greater than about one-half the diameter d cs of the end surface 60. Thus, the outlet 62 has a surface area that is at least one quarter of the surface area of the end surface 60. This relationship in surface area allows laser energy to be emitted from a significant percentage of the end surface 60. Moreover, laser energy is not emitted from the entire end surface 60 at the same time, but rather at the exit portion 58.
Takes one revolution around the axis E. An exemplary commercial embodiment of an optical fiber 56 for use in transmyocardial revascularization is an end surface 60 (and outlet portion 58) diameter d cs of about 1 mm and an outlet 62 diameter d of about 0.6 mm. need o . Generally, the dimensions of the outlet portion 58 is determined by the desired size of the steps of the mold, and the holes to be performed, the diameter d o of the outlet 62 is the at least one half of the diameter d cs end surface 60 . For example, if a hole having a diameter of 1.5 mm is desired, the diameter d cs of the end surface 60 (and the outlet portion 58) should be about 1.5 mm; thus, the diameter of the outlet 62 should be about It can range from 0.75 mm to slightly less than 1.5 mm, but is preferably about 0.8 mm. For many medical applications, the diameter d cs of the end surface 60 can range from about 0.2 mm to greater than 2.5 mm, and the diameter d o of the outlet 62 is from about 0.1 mm to about 2 mm or less. It is contemplated that the range can be For certain medical applications, such as transmyocardial revascularization (discussed below), the diameter d cs of the end surface 60 is about 0.6 mm to about 2 mm.
And the diameter d o of the outlet 62 can range from about 0.3 mm to about 1 mm.

【００３７】 さらに図８を参照して、回転の間の端部表面６０が模式的に図示され、出口６
２は、軸Ｅの周りの回転の間に、ｔ1、ｔ2、ｔ3およびｔ4の時点の連続した段階
において示される。端部表面６０の表面積と出口６２の表面積との間の関係のた
めに、レーザーエネルギーは、端部表面６０の領域９４から連続的に放射される
。換言すると、領域９４は、軸Ｅの周りの回転の間の時間の全ての段階において
、出口６２の位置の交点を表わす。従って、レーザーエネルギーは、特定の段階
の時点における出口６２の位置に依存して、端部表面６０の他の領域においてと
ころどころで放射される。With further reference to FIG. 8, the end surface 60 during rotation is schematically illustrated, the outlet 6
2 is shown in successive stages at times t 1 , t 2 , t 3 and t 4 during rotation about axis E. Due to the relationship between the surface area of the end surface 60 and the surface area of the outlet 62, laser energy is continuously emitted from the region 94 of the end surface 60. In other words, the region 94 represents the intersection of the positions of the outlet 62 at all stages of time during rotation about the axis E. Therefore, laser energy is emitted in places in other areas of the end surface 60, depending on the location of the exit 62 at the particular stage.

【００３８】 軸Ｅからの距離に対する、軸Ｅの周りの出口６２の１回転あたりの例示的端部
表面６０から放射されるレーザーエネルギーとの間の関係は、グラフで図８に図
示される。出口部分５８の１回転あたりに放射されるレーザーエネルギーは、領
域９４における一定レベルから、端部表面６０の外縁９０におけるより低いレベ
ルまで減少する。このグラフにおいて、外縁９０は、端部表面６０の半径ｒcsと
実質的に等しい、軸Ｅからの距離である。例示的な端部表面および出口６２の特
定の構成に依存して、位置に対するレーザーエネルギーまたはレーザーフラック
スの減少は、示されるような線形関数または非線形関数である。また、領域９４
における半径ｒcsでの１回転あたりのエネルギーの相対的レベルは、例示のみで
ある。なぜならば、端部表面６０の周辺におけるエネルギーのレベルは、特定の
手術手順に従って変化し得るからである。例えば、半径ｒcsにおけるエネルギー
フラックスは、領域９４における一定のレベルと比較した場合、比較的低いレベ
ルであり得る。The relationship between the distance from the axis E and the laser energy emitted from the exemplary end surface 60 per revolution of the outlet 62 about the axis E is graphically illustrated in FIG. The laser energy emitted per revolution of the exit portion 58 decreases from a constant level in the region 94 to a lower level at the outer edge 90 of the end surface 60. In this graph, the outer edge 90 is the distance from the axis E that is substantially equal to the radius r cs of the end surface 60. Depending on the particular configuration of the exemplary end surface and outlet 62, the reduction in laser energy or laser flux with position is a linear or non-linear function as shown. In addition, the area 94
The relative level of energy per revolution at radius r cs in is only exemplary. This is because the energy level around the end surface 60 can vary according to the particular surgical procedure. For example, the energy flux at radius r cs may be a relatively low level when compared to the constant level in region 94.

【００３９】 本発明の１回転当たりのこのエネルギー分布に従って、穴を形成するために組
織を切除する間、レーザーエネルギーの末端または周辺組織への運搬は、形成さ
れる穴の中心においてより少ない。レーザーエネルギーのこの分布は、穴または
チャネルが形成される組織に外傷を限定し得る。より具体的には、出口部分５８
が、レーザーエネルギーを回転させそして放出しながら、組織を通じて移動する
際に、末端表面６０の外縁部９０は、形成される穴を規定する周辺組織に隣接し
、そして接触する。外縁部９０で放出されるレーザーエネルギーのレベルは、軸
Ｅ（これは、本質的に、形成される穴の中心を規定する）の辺りで集中されるよ
り低いので、周辺組織への損傷は減少され、組織へのより少ない外傷を生じる。
比較的低レベルの外傷を有する組織は、新脈管形成すなわち組織における新血管
の形成を経験する可能性を有すると考えられる。本発明のこの減少した外傷の特
徴は、以下でより詳細に論じられる。According to this energy distribution per revolution of the present invention, during ablation of tissue to form a hole, laser energy is delivered to the distal or surrounding tissue less at the center of the hole being formed. This distribution of laser energy can limit trauma to the tissue where the holes or channels are formed. More specifically, the outlet portion 58
As it moves through the tissue while rotating and emitting laser energy, the outer edge 90 of the distal surface 60 abuts and contacts the surrounding tissue that defines the hole to be formed. The level of laser energy emitted at the outer edge 90 is lower than that concentrated around the axis E, which essentially defines the center of the hole being formed, so that damage to surrounding tissue is reduced. Resulting in less trauma to the tissue.
Tissues with relatively low levels of trauma are likely to experience angiogenesis, or the formation of new blood vessels in the tissue. This reduced trauma feature of the present invention is discussed in more detail below.

【００４０】 上記のように偏心的な出口部分５８を形成する例示的プロセスは、ある角度で
Ｔｅｆｌｏｎ（登録商標）チューブ内に光ファイバー５６の遠位端を配置する工
程を包含し、外殻８４は、１点でチューブの内表面に接触している。次いで、チ
ューブは、外殻８４がチューブに接触する点を除いて、光ファイバー５６の遠位
端を取り囲むエポキシで充填され得る。エポキシが乾燥しそして固まった後、チ
ューブを除去し、そしてエポキシおよび光ファイバー５６の遠位表面は、外殻８
４が出口部分５８の環状縁を規定する点で端部表面６０を規定するために磨かれ
る。端部表面６０はまた、特定の形式でレーザーエネルギーの放出を制御するた
めのレンズで形成され得る。出口部分５８を形成するためのチューブの内径は、
本質的に、出口部分５８の直径（すなわち、端部表面６０の直径ｄes）を決定す
る。このプロセスに従って、異なる直径の出口部分５８を有する光ファイバー５
６が形成され得、外科医が種々の直径の穴を形成することを可能にする。さらに
、各々異なる直径を有する複数の出口部分５８が形成され得、これらの各々は、
光ファイバーに連結し得、その結果、１組の交換可能な「ドリルビット」は、特
定の手順の間、外科医の自由になる。光ファイバー５６は、出口部分５８および
ハンドピース５４がそうであり得るように、再利用可能であってもよく、または
使い捨てであってもよい。An exemplary process for forming the eccentric outlet portion 58, as described above, includes placing the distal end of the optical fiber 56 within the Teflon® tube at an angle, and the outer shell 84 is It touches the inner surface of the tube at one point. The tube may then be filled with epoxy surrounding the distal end of the optical fiber 56, except that the outer shell 84 contacts the tube. After the epoxy has dried and set, the tubing is removed and the distal surface of the epoxy and the optical fiber 56 is placed on the outer shell 8.
4 is ground to define an end surface 60 at the points that define the annular edge of the outlet portion 58. The end surface 60 may also be formed with a lens to control the emission of laser energy in a particular fashion. The inner diameter of the tube for forming the outlet portion 58 is
Essentially, the diameter of the outlet portion 58 (ie, the diameter d es of the end surface 60) is determined. According to this process, an optical fiber 5 having different diameter outlet sections 58
6 can be formed, allowing the surgeon to form holes of various diameters. Further, a plurality of outlet portions 58, each having a different diameter, may be formed, each of which
It may be coupled to an optical fiber so that a set of interchangeable "drill bits" is at the surgeon's discretion during a particular procedure. The optical fiber 56 may be reusable, as may the outlet portion 58 and the handpiece 54, or may be disposable.

【００４１】 さらに、図１および図３Ａを参照すると、ハンドピース５４の例示は、ネック
９８によって本体部分６４の遠位端に連結可能なヘッド部分９６を備え得る。従
って、本体部分６４の遠位端６８は、ヘッド部分９６の組織端１００によって規
定される。例示的なヘッド部分９６は、円錐形であり得、その結果、組織端１０
０は、本体部分６４より大きな直径を有する。組織端１００は、チャネルが組織
内に穿孔されるべき外科的部位にわたって、そしてその部分に接触してハンドピ
ース５４を配置するための作用表面または組織係合表面を提供する。例示的なヘ
ッド部分９６はまた、その中に形成された開口１０２を有し得る。開口１０２は
、組織端１００が組織に接触して配置される場合、外科的部位を見るための窓と
して機能し得る。開口１０２はまた、組織を切除するレーザーエネルギーによっ
て生成され得る排出ガスのための抜け口として機能し得る。図１に示されるよう
に、例示的なネック９８は、組織に対してヘッド部分９６の配置を増強するよう
に角度を有し得る。これに関して、ネック９８は、所望の形を呈しそして保持す
るための関節式の結合を有するガングースネックとして構成され得る。例示的な
ヘッド部分９６およびネック９８は、好ましくは、管状であり、これによって、
光ファイバー５６が本体部分６４を支え得る内部連続体に提供する。Still referring to FIGS. 1 and 3A, an illustration of handpiece 54 may include a head portion 96 connectable to the distal end of body portion 64 by neck 98. Accordingly, the distal end 68 of the body portion 64 is defined by the tissue end 100 of the head portion 96. The exemplary head portion 96 may be conical, so that the tissue end 10
0 has a larger diameter than body portion 64. The tissue end 100 provides a working or tissue engaging surface for placement of the handpiece 54 over and in contact with the surgical site where a channel is to be drilled into the tissue. The exemplary head portion 96 may also have an opening 102 formed therein. The opening 102 may function as a window for viewing the surgical site when the tissue edge 100 is placed in contact with tissue. Aperture 102 may also serve as a vent for exhaust gases that may be produced by the laser energy that ablates tissue. As shown in FIG. 1, the exemplary neck 98 may be angled to enhance placement of the head portion 96 with respect to tissue. In this regard, the neck 98 can be configured as a gangus neck with an articulating connection to assume and retain the desired shape. The exemplary head portion 96 and neck 98 are preferably tubular so that
Fiber optics 56 provide body continuum 64 to an internal continuum that can bear.

【００４２】 特定の手順において、組織においてどこに穴が穿孔されたかを知ることが好ま
しいかもしれない。しかし、組織の性質または穴のサイズは、外科医がどこに穴
がすでに形成されたかを決定することに困難を与え得る。従って、組織に穿孔さ
れた新たに形成された穴は、印をつけられ得る。これに関して、ヘッド部分９６
は、組織のどこに穴が穿孔されたか印をつけるための装置を備え得る。例えば、
組織端１００は、穴が形成された組織上に生体適合性インクまたは染料を分配す
るインク付けデバイスを有し得る。インクは、組織端１００に直接接触させるこ
とによって、または、例えば、スプレーすることによって、組織に適用され得る
。例示的なハンドピース５４は、組織に色のついた液体または粒子状の固体を貯
蔵および分配するためのレザバを有し得る。蛍光材料は、視覚化を増強するため
に使用され得る。他の指標は、標的部位でハンドピース５４またはヘッド部分９
６によって組織に適用され得；例えば、アルファベット順の指標は、特定の穴を
形成するために出口６２から放出されるレーザーエネルギーのパラメーターを示
し得る。In certain procedures, it may be desirable to know where holes were drilled in the tissue. However, the nature of the tissue or the size of the hole can give the surgeon difficulty in determining where the hole has already been formed. Thus, the newly formed hole drilled in the tissue can be marked. In this regard, the head portion 96
May include a device for marking where in the tissue a hole has been drilled. For example,
The tissue edge 100 may have an inking device that dispenses biocompatible ink or dye onto the perforated tissue. The ink may be applied to the tissue by directly contacting the tissue edge 100 or by, for example, spraying. The exemplary handpiece 54 may have a reservoir for storing and dispensing colored liquids or particulate solids in tissue. Fluorescent materials can be used to enhance visualization. Another indicator is the handpiece 54 or head portion 9 at the target site.
6 may be applied to tissue; for example, the alphabetical index may indicate a parameter of the laser energy emitted from the outlet 62 to form a particular hole.

【００４３】 さらに、図２Ａ〜３Ｂを参照すると、例示的な連結部分６６は、カラー７２の
遠位端上に形成されたシート１０６に対して受け得るバネ１０４、および管状部
材７０の遠位端上に配置されたストップ１０８を有し得る。バネ１０４およびス
トップ１０８は、本体部分６４内で管状部材７０の配置を制御するための機構を
規定し、そして管状部材７０の前進および引き込みを容易にするように構成され
得る。 レーザーエネルギーの例示的供給源５２は、図９に概説される。レーザーエネル
ギー源５２は、レーザーエネルギーＬを生成するためのレーザー１１０を備える
。例示的なレーザーエネルギー源５２は、ハンドピース５４および光ファイバー
５６に作動可能に連結するための駆動アセンブリ１１２を備え得、そしてまた、
ユーザーインターフェース１１６を備える制御ユニット１１４を含み得る。例示
的な駆動アセンブリ１１２は、光ファイバー５６に接続するための連結器１１８
、所望のようにレーザーエネルギーＬを改変するためのオプティクス１２０、お
よび駆動／モーター１２２を含み得る。例示的な連結器１１８は、レーザー１１
０からのレーザーエネルギーＬを光ファイバー５６の入口に運ぶためのオプティ
クス１２０に連結する。例示的な連結器１１８はまた、光ファイバー５６を回転
するための駆動／モーター１２０に連結する。Still referring to FIGS. 2A-3B, the exemplary coupling portion 66 includes a spring 104 that can be received against a seat 106 formed on the distal end of a collar 72, and a distal end of a tubular member 70. It may have a stop 108 located above. Spring 104 and stop 108 define a mechanism for controlling the placement of tubular member 70 within body portion 64 and may be configured to facilitate advancement and retraction of tubular member 70. An exemplary source 52 of laser energy is outlined in FIG. The laser energy source 52 comprises a laser 110 for producing laser energy L. The exemplary laser energy source 52 may include a drive assembly 112 for operatively coupling the handpiece 54 and the optical fiber 56, and also
A control unit 114 with a user interface 116 may be included. The exemplary drive assembly 112 includes a coupler 118 for connecting to the optical fiber 56.
, An optics 120 for modifying the laser energy L as desired, and a drive / motor 122. An exemplary coupler 118 is laser 11
The laser energy L from 0 is coupled to the optics 120 for carrying it to the entrance of the optical fiber 56. The exemplary coupler 118 also couples to a drive / motor 120 for rotating the optical fiber 56.

【００４４】 図２Ａおよび２Ｂを参照に上で論じられるように、ハンドピース５６の例示的
な連結部分６６は、出口部分５８を前進および引き込みするために、光ファイバ
ー５６の回転移動を軸移動に転換する。例示的な駆動アセンブリ１１２は、好ま
しくは、光ファイバー５６を回転する。例えば、連結器１１８は、光ファイバー
５６の近位端を固定および保持し得、モーター／ドライブ１２２は、連結器１１
８（これはまた、光ファイバー５６を回転させる）を回転させる。駆動アセンブ
リ１１２は、（例えば、図２Ａの矢印Ｒ1によって示されるような）第１の方向
に、光ファイバー５６を回転させ得、光ファイバー５６を矢印Ａで示されるよう
に軸方向に前進させる。出口部分５６が所望の前進した位置に到達した場合、駆
動アセンブリ１１２は、図２Ｂに矢印Ｒ2で示されるように、反対の第２の方向
に光ファイバー５６を回転させ得、光ファイバー５６を、矢印Ｂで示されるよう
に軸方向に引き込ませる。例示的な駆動アセンブリ１１２は、光ファイバー５６
を振動させ得（すなわち、矢印Ｒ1およびＲ2で示されるように時計回りおよび反
時計回りに光ファイバー５６を回転させる）、その結果、出口部分５８は、引き
込み位置と前進位置との間を往復運動する。As discussed above with reference to FIGS. 2A and 2B, the exemplary coupling portion 66 of the handpiece 56 translates rotational movement of the optical fiber 56 into axial movement to advance and retract the outlet portion 58. To do. The exemplary drive assembly 112 preferably rotates the optical fiber 56. For example, connector 118 may secure and hold the proximal end of optical fiber 56, and motor / drive 122 may connect connector 11
8 (which also rotates the optical fiber 56). The drive assembly 112 may rotate the optical fiber 56 in a first direction (eg, as shown by arrow R 1 in FIG. 2A) and advance the optical fiber 56 axially as shown by arrow A. When the outlet portion 56 reaches the desired advanced position, the drive assembly 112 may rotate the optical fiber 56 in the opposite second direction, as shown by arrow R 2 in FIG. Retract axially as shown at B. The exemplary drive assembly 112 includes an optical fiber 56.
Can be vibrated (ie, rotating the optical fiber 56 clockwise and counterclockwise as indicated by arrows R 1 and R 2 ) such that the outlet portion 58 reciprocates between a retracted position and an advanced position. Exercise.

【００４５】 例示的なレーザーエネルギー源５２は、好ましくは、いつレーザーエネルギー
Ｌが光ファイバー５６の出口部分５８から放出されるかを制御する。例えば、レ
ーザー１１０および駆動アセンブリ１１２に連結した制御ユニット１１４は、出
口部分５８が前進位置へと移動する場合のみにレーザーエネルギーＬの放出を制
限し得る。次いで、レーザーエネルギーＬは、出口部分５８の引き込みの間、止
められ得る。あるいは、駆動アセンブリ１１２が出口部分５８を往復運動させる
場合、レーザーエネルギーＬは、出口部分５８の前進するストロークの間のみに
伝達され；次いで、レーザーエネルギーＬの放出は、前進するストロークの終り
に止められ得る。前進した位置に到達した時のレーザーエネルギーＬの停止は、
好ましくは、自動であり、そしてレーザーエネルギー源５２によって制御される
。あるいは、レーザーエネルギーＬは、出口部分５８の遠位端がいつ組織のある
部分（例えば、心臓壁）を完全に通過して前進したかを決定する圧力センサーの
ようなデバイスによって止められ得る。レーザーエネルギーＬのこの制御は、組
織ドリル５０（これは以下により詳細に記載される）の特定の適用の間に好まし
い。The exemplary laser energy source 52 preferably controls when the laser energy L is emitted from the exit portion 58 of the optical fiber 56. For example, the control unit 114 coupled to the laser 110 and the drive assembly 112 may limit the emission of laser energy L only when the outlet portion 58 moves to the advanced position. The laser energy L can then be stopped during the retraction of the outlet portion 58. Alternatively, when the drive assembly 112 reciprocates the exit portion 58, the laser energy L is transmitted only during the advancing stroke of the exit portion 58; then the emission of the laser energy L stops at the end of the advancing stroke. Can be done. The stop of the laser energy L when reaching the advanced position is
It is preferably automatic and controlled by the laser energy source 52. Alternatively, the laser energy L can be stopped by a device such as a pressure sensor that determines when the distal end of the outlet portion 58 has advanced completely through a portion of tissue (eg, the heart wall). This control of laser energy L is preferred during the particular application of tissue drill 50, which is described in more detail below.

【００４６】 図１Ａをさらに参照すると、光ファイバー５６は、好ましくは、ハウジング１
２４内に収容される。光ファイバー５６を保護することに加えて、例示的なハウ
ジング１２４は、駆動アセンブリ１１２による回転から生じ得る光ファイバー５
６の任意のねじれ屈折または屈曲を抑える。例示的な光ファイバー５６は、レー
ザーエネルギー源５２の連結器１１８に連結するための相補的な連結器１２６を
備え得る。相補的な連結器１２６は、好ましくは、連結器１１８との取り外し可
能な連結を提供し、その結果、本発明に従う他の光ファイバーは、レーザーエネ
ルギー源５２に連結され得る。例示的なハウジング１２４は、好ましくは、連結
部１２６と連結部分６６のチャック７４との間に延び、レーザーエネルギー源５
２とハンドピース５４との間の光ファイバー５６の欠くことのできない保護を提
供する。With further reference to FIG. 1A, the optical fiber 56 is preferably a housing 1.
It is accommodated in 24. In addition to protecting the optical fiber 56, the exemplary housing 124 allows the optical fiber 5 to result from rotation by the drive assembly 112.
Suppress any torsional bending or bending of 6. The exemplary optical fiber 56 may include a complementary coupler 126 for coupling to the coupler 118 of the laser energy source 52. Complementary coupler 126 preferably provides a removable coupling with coupler 118 so that other optical fibers in accordance with the present invention can be coupled to laser energy source 52. The exemplary housing 124 preferably extends between the coupling 126 and the chuck 74 of the coupling portion 66, and the laser energy source 5
It provides the integral protection of the optical fiber 56 between the two and the handpiece 54.

【００４７】 例示的なレーザーエネルギー源５２は、組織ドリル５０の多くのパラメーター
を制御し得、このパラメーターは、出口部分５６が前進する距離ｄ、出口部分５
６が前進する速度、およびレーザーエネルギーが出口６２から放出されるレベル
を含む。ユーザーインターフェース１１６に連結する制御ユニット１１４は、好
ましくは、特定の組織を穿孔する適用に依存して、これらのパラメーターの各々
を制御し、プログラムし、モニターし、そして／または調節する。例えば、組織
ドリル５０の多くの適用の１つは、心臓壁へまたは心臓壁を介して穴またはチャ
ネルを穿孔するためである。この手順は、経心筋血管再生（ｔｒａｎｓｍｙｏｃ
ａｒｄｉａｌ ｒｅｖａｓｃｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）または、より簡潔に、Ｔ
ＭＲとして知られる。図１０Ａ〜１０Ｄは、本発明の組織ドリル５０を実施する
例示的なＴＭＲ手順を概略的に示す。The exemplary laser energy source 52 may control a number of parameters of the tissue drill 50, which parameters are the distance d at which the outlet portion 56 is advanced, the outlet portion 5.
6 includes the speed at which 6 is advanced, and the level at which laser energy is emitted from outlet 62. The control unit 114, which is coupled to the user interface 116, preferably controls, programs, monitors, and / or adjusts each of these parameters depending on the particular tissue-piercing application. For example, one of many applications of tissue drill 50 is for drilling holes or channels into or through the heart wall. This procedure is for transmyocardial revascularization.
or, more briefly, T
Known as MR. 10A-10D schematically illustrate an exemplary TMR procedure for implementing the tissue drill 50 of the present invention.

【００４８】 心臓壁１３０は、図１０Ａに図示され、そして外部漿液層すなわち心外膜１３
４と内部膜すなわち心内膜１３６との間に配置された心筋、すなわち心臓の筋肉
１３２を含む。重篤な虚欠心筋症を患う患者の心筋の血管再生は、医学的に有利
であることが見い出された。心筋１３２の血管再生は、組織に新しいチャネルを
形成する工程を包含する。本発明の例示的な組織ドリル５０を実施することによ
って、新しいチャネルは、制御された、一定の、そしてプログラム可能な形式で
心筋に形成され得る。The heart wall 130 is illustrated in FIG. 10A and is an outer serous layer or epicardium 13.
4 and the endocardium or endocardium 136 and includes a myocardium, or heart muscle 132. It has been found that myocardial revascularization in patients with severe void cardiomyopathy is medically advantageous. Revascularization of myocardium 132 involves forming new channels in the tissue. By performing the exemplary tissue drill 50 of the present invention, new channels can be formed in the myocardium in a controlled, constant, and programmable manner.

【００４９】 ＴＭＲ手順の前に、レーザー１１０がレーザーエネルギーＬを生成するレベル
およびレーザーエネルギーＬがパルスにされる周波数が決定され得る。さらに、
出口部分５８が遠位端６８を超えて前進する距離ｄおよび出口部分５８が回転す
る速度が決定され得る。これらのパラメーターは、制御ユニット１１４内に格納
され得、そしてユーザーインターフェース１１６を通じて変更またはプログラム
され得る。Prior to the TMR procedure, the level at which laser 110 produces laser energy L and the frequency at which laser energy L is pulsed can be determined. further,
The distance d that the outlet portion 58 advances beyond the distal end 68 and the speed at which the outlet portion 58 rotates can be determined. These parameters can be stored within the control unit 114 and can be modified or programmed through the user interface 116.

【００５０】 ＴＭＲ手順の間、好ましくは、トロカールシースを用いる肋間切開のような最
小侵襲性の手順によって、患者の胸部腔へのアクセスが提供される。従って、患
者の心臓へのアクセスは、例えば、心膜を切開することによって提供される。出
口部分５８が引き込まれた位置にあると、次いで、外科医はハンドピース５４の
ヘッド部分９６を胸部腔へと動かし、そして図１０Ａに示されるように、心外膜
１３４に対して組織表面１００を配置させ得る。上記のように、出口部分５８は
、引き込まれた位置にある場合、遠位端６８（すなわち、組織端１００）をわず
かに超えて突出し、外科医に心外膜１３４上での端部表面６０の位置の触知でき
る感覚を提供し得る。During the TMR procedure, access to the patient's chest cavity is provided, preferably by a minimally invasive procedure such as an intercostal incision using a trocar sheath. Access to the patient's heart is thus provided, for example, by making an incision in the pericardium. With the outlet portion 58 in the retracted position, the surgeon then moves the head portion 96 of the handpiece 54 into the chest cavity and positions the tissue surface 100 against the epicardium 134, as shown in FIG. 10A. Can be placed. As mentioned above, the outlet portion 58, when in the retracted position, projects slightly beyond the distal end 68 (ie, the tissue end 100) and allows the surgeon to view the end surface 60 on the epicardium 134. It may provide a tactile sensation of position.

【００５１】 心外膜１３４上の所望の位置にある場合、組織ドリル５０は、起動させられ得
る。この起動は、ユーザーインターフェース１１６を介した補助によるか、ある
いは足または手の引金を用いて外科医によって、手動でなされ得る。あるいは、
組織ドリル５０の起動は、心電図（ＥＫＧ）機械の使用を通じて心臓の電気活性
と同期し得る。組織ドリル５０の起動は、レーザーエネルギー源５２にレーザー
エネルギーを生成させ、そして光ファイバー５６へ送達させる。起動はまた、図
１０Ｂに示されるように、光ファイバー５６を回転させ、そして心外膜１３４を
通じて、そして心臓壁１３０の心筋１３２へと出口部分５８を前進させる。When in the desired position on the epicardium 134, the tissue drill 50 can be activated. This activation can be done either assisted via the user interface 116 or manually by the surgeon using a foot or hand trigger. Alternatively,
Activation of the tissue drill 50 may be synchronized with the electrical activity of the heart through the use of electrocardiogram (EKG) machines. Activation of tissue drill 50 causes laser energy source 52 to generate laser energy and deliver it to optical fiber 56. Activation also rotates the optical fiber 56 and advances the exit portion 58 through the epicardium 134 and into the myocardium 132 of the heart wall 130, as shown in FIG. 10B.

【００５２】 出口部分５８は、心筋１３２を通じて、そして心内膜を通じて前進し続ける。
出口部分５８の端部表面６０が心内膜１３６を通じて前進し、そして図１０Ｃに
示されるように患者の心臓の左心室内に配置される場合、レーザーエネルギーの
放出は、好ましくは止められ、そして出口部分５８は引き込まれる。心臓壁１３
０を通る新しいチャネル１３８は、図１０Ｄに示されるようにこの手順から生じ
る。左心室からの酸素化された血液は、心内膜１３６を通じて新しいチャネル１
３８へ入り得、そして新しいチャネル１３８の周りの心筋１３２の組織を灌流す
る。ハンドピース５４がカテーテルとして構成される場合、出口部分５８は、心
内膜１３６を通じて、次いで心筋１３２へと前進する。出口部分５８は、前もっ
て決められた距離を前進するようにプログラムされ得るので、出口部分５８は、
心外膜１３４を完全に通過して前進し続けるか、または心筋１３２内の前もって
決められた距離を引き込み始めるかのいずれかであり得、それによって、心臓壁
１３０を通るチャネルではなく心臓壁１３０に穴を形成する。The outlet portion 58 continues to advance through the myocardium 132 and through the endocardium.
When the end surface 60 of the outlet portion 58 is advanced through the endocardium 136 and placed in the left ventricle of the patient's heart as shown in FIG. 10C, the emission of laser energy is preferably stopped, and The outlet portion 58 is retracted. Heart wall 13
A new channel 138 through 0 results from this procedure as shown in FIG. 10D. Oxygenated blood from the left ventricle travels through the endocardium 136 into new channel 1
38 and perfuse the tissue of myocardium 132 around the new channel 138. If the handpiece 54 is configured as a catheter, the outlet portion 58 is advanced through the endocardium 136 and then into the myocardium 132. The outlet portion 58 can be programmed to advance a predetermined distance so that the outlet portion 58 is
It may either continue to advance completely through the epicardium 134, or begin to retract a predetermined distance within the myocardium 132, thereby causing the heart wall 130 to channel rather than channel through the heart wall 130. Make a hole in the.

【００５３】 上述のように、新しいチャネル１３８を囲む心筋１３４に対する減少された外
傷は、出口６２と回転軸Ｅとの間の偏心的な関係から生じる。この減少された外
傷は、周辺組織が、新しいチャネル１３８から、そして心筋１３４へ血管組織を
再生すること、または心脈管形成を経験することを可能にし得る。出口部分５８
の偏心に加えて、周辺組織に与えられる外傷のレベルは、出口６２から放出され
るレーザーエネルギーのレベルによって媒介され得、これは、ここで論じられる
。As mentioned above, the reduced trauma to the myocardium 134 surrounding the new channel 138 results from the eccentric relationship between the outlet 62 and the axis of rotation E. This reduced trauma may allow the surrounding tissue to regenerate vascular tissue from the new channel 138 and into the myocardium 134, or to undergo cardiovascularization. Exit part 58
In addition to the eccentricity of, the level of trauma imparted to surrounding tissue may be mediated by the level of laser energy emitted from the outlet 62, which is discussed herein.

【００５４】 図９を参照すると、レーザーエネルギーＬが生成され、そして光ファイバー５
６へと運ばれるエネルギーレベルは、組織を穿孔する適用の各々に従って、変更
、プログラム、および制御され得る。例えば、組織ドリル５０は、全ての型の動
物組織および植物組織、ならびに他の物質において、穴を穿孔するために構成さ
れ得る。レーザー切除の特徴を規定するパラメーターとしては、周波数、チャネ
ル当たりのエネルギー、パルス幅、およびパルス速度が挙げられる。初めに述べ
たように、切除は、分子にエネルギーを加えることによる、分子内の原子間の結
合を壊すプロセスである。ＴＭＲ適用のためのレーザーエネルギーＬの１つの好
ましいレベルは、１パルス当たりのエネルギーを、１平方ミリメートルの領域当
たり約１００ミリジュール（ｍＪ／ｍｍ2）未満に限定することである。より好
ましくは、約３０ｍＪ／ｍｍ2のパルス当たりのエネルギーを実質的に減少され
た外傷のレベルで心臓組織を切除するために見出された。レーザー１１０のパル
ス当たりのエネルギーは、特定の組織を穿孔する手順に従って変更され得る。Referring to FIG. 9, laser energy L is generated and the optical fiber 5
The energy level delivered to 6 can be modified, programmed, and controlled according to each of the tissue-piercing applications. For example, the tissue drill 50 can be configured to drill holes in all types of animal and plant tissue, as well as other materials. Parameters that define the characteristics of laser ablation include frequency, energy per channel, pulse width, and pulse rate. As mentioned at the outset, ablation is the process of breaking the bonds between atoms in a molecule by applying energy to the molecule. One preferred level of laser energy L for TMR applications is to limit the energy per pulse to less than about 100 millijoules per square millimeter area (mJ / mm 2 ). More preferably, the energy per pulse of about 30 mJ / mm 2 was found to ablate heart tissue at a substantially reduced level of trauma. The energy per pulse of the laser 110 can be modified according to the procedure for drilling specific tissue.

【００５５】 図３Ａおよび３Ｂをさらに参照すると、駆動は、出口部分５８が前進および引
き込みする速度を制御するように構成され得る。前進速度は、光ファイバー５６
が回転する速度ならびにカラー７２および管状部材７８の相補的なネジ切りのピ
ッチによって制御される。円滑かつ連続した操作のために、光ファイバー５６お
よび、従って、出口部分５８は、１分当たり約５，０００回転（ＲＰＭ）の下の
速度で回転するべきことが決定された。組織ドリル５０のＴＭＲ適用のために、
約１，０００ＲＰＭから約２，０００ＲＰＭの範囲の回転速度が好ましい。これ
に関して、組織ドリル５０の特定のＴＭＲは構成は、以下の通りであり得る。光
ファイバー５６は、約１，３４０ＲＰＭで回転し得る。ネジ切り７６および７８
のピッチは、出口部分５８が１秒当たり約１５．５ミリメートルの速度（ｍｍ／
ｓ）で前進するように構成され得る。１，３４０ＲＰＭの回転速度では、出口部
分５８が１回転を達成するために約４６ミリ秒（ｍｓ）かかる。ＴＭＲ適用のた
めに、レーザー１１０は、所要時間で約２０ナノ秒（ｎｓ）のレーザーエネルギ
ーＬのパルスを放出することができ、各パルスは、約４ｍｓ毎離れている。パル
ス速度は、１回転当たり約１０パルス（すなわち、毎回約３６°の回転）または
１秒当たり約２４０パルスであり得る。With further reference to FIGS. 3A and 3B, the drive may be configured to control the speed at which the outlet portion 58 advances and retracts. Optical fiber 56
Is controlled by the speed at which it rotates and the complementary threading pitch of collar 72 and tubular member 78. For smooth and continuous operation, it was determined that the optical fiber 56, and thus the outlet portion 58, should rotate at a speed below about 5,000 revolutions per minute (RPM). For TMR application of the tissue drill 50,
Rotational speeds in the range of about 1,000 RPM to about 2,000 RPM are preferred. In this regard, the particular TMR of the tissue drill 50 may have the following configuration. The optical fiber 56 can rotate at about 1,340 RPM. Threads 76 and 78
The pitch of the outlet portion 58 is about 15.5 millimeters per second (mm /
s) may be configured to move forward. At a rotational speed of 1,340 RPM, it takes approximately 46 milliseconds (ms) for outlet portion 58 to achieve one revolution. For TMR applications, the laser 110 can emit pulses of laser energy L of about 20 nanoseconds (ns) in duration, each pulse being about 4 ms apart. The pulse rate can be about 10 pulses per revolution (ie, about 36 ° revolutions each time) or about 240 pulses per second.

【００５６】 上記のように、一定の速度で出口部分５８を前進および引き込みする以外に、
組織ドリル５０は、出口部分５８が引き込みした位置と前進した位置との間の速
度の変化する速度で移動するように構成され得る。出口部分５８が、レーザーエ
ネルギーＬが放出しながら、ゆっくりと前進（または引き込み）するほど、組織
は、時間にわたってより多くのレーザーエネルギーに供されるので、より多くの
組織が切除される。従って、穴は、レーザーエネルギーＬがより多くの組織を切
除することを可能にする速度で出口部分５８を前進させることによって、端部表
面６０（および出口部分５８）の直径ｄesより大きな直径で形成され得る。ある
いは、レーザーエネルギーＬのパワーはまた、出口部分５８の前進の間変更され
得、その結果、組織はより多くのまたはより少ないレーザーエネルギーＬに供さ
れる。一般的に言うと、外科医は、変化する所望の直径または構成の穴を形成す
る、単位時間あたりの変化するエネルギーレベルで、組織を切除するために、組
織ドリル５０をプログラムし得る。単位時間当たりのエネルギーは、出口部分５
８が前進する速度（これは、組織がレーザーエネルギーに供される時間を変化さ
せる）かまたはレーザーエネルギーのレベルのいずれか、あるいは両方を変化さ
せることによって調製され得る。Besides advancing and retracting the outlet portion 58 at a constant velocity, as described above,
The tissue drill 50 may be configured to move at varying velocities between the retracted and advanced positions of the outlet portion 58. The more slowly the exit portion 58 advances (or retracts) while the laser energy L is being emitted, the more tissue is subjected to laser energy over time, so more tissue is ablated. Thus, the hole is at a diameter greater than the diameter d es of the end surface 60 (and the outlet portion 58) by advancing the outlet portion 58 at a rate that allows the laser energy L to ablate more tissue. Can be formed. Alternatively, the power of the laser energy L can also be altered during advancement of the exit portion 58, so that the tissue is subjected to more or less laser energy L. Generally speaking, the surgeon may program the tissue drill 50 to ablate tissue at varying energy levels per unit time that create holes of varying desired diameter or configuration. The energy per unit time is 5
It can be prepared by changing either the rate at which 8 is advanced (which changes the time tissue is subjected to laser energy) or the level of laser energy, or both.

【００５７】 図１０Ｄに示されるほぼ円筒形の穴１３８を形成するために、組織ドリル５０
は、ほぼ一定の速度で出口部分５８を前進させ、そしてレーザーエネルギー源５
２は、ほぼ一定のレベルでレーザーエネルギーを放出した。しかし、穴１４０の
頂部は、心外膜１３４に配置され、そして穴１４０の基部は心内膜１３６に配置
され、図１１に示されるような円錐形の穴１４０が所望される場合、組織ドリル
５０は、心臓壁１３０を通じて心外膜１３４から心内膜１３６に前進する間、減
少する速度で出口部分５８を前進する（すなわち、次第に遅くなる速度で移動す
る）ように構成され得る。従って、よりゆっくりとした速度で前進するので、よ
り大量の組織が出口部分５８が切除される。生じた穴１４０は、心外膜１３４で
出口部分５８の直径ｄesにほぼ等しい直径、および心内膜１３６における直径ｄ es より大きな直径を有する。心内膜１３６において比較的大きな直径を有する穴
１４０を形成することによって、穴の開通が改善され、従って、心筋１３２への
血液の灌流が改善される。さらに、心内膜１３４で可能な限り小さな直径を有す
る穴を形成することによって、出血および外傷が最小限にされる。[0057]   A tissue drill 50 is formed to form the generally cylindrical hole 138 shown in FIG. 10D.
Advances the exit portion 58 at a substantially constant velocity and causes the laser energy source 5 to
2 emitted laser energy at a nearly constant level. But in the hole 140
The apex is located on the epicardium 134 and the base of the hole 140 is located on the endocardium 136.
And a conical hole 140 as shown in FIG. 11 is desired, a tissue drill
50 is depleted while advancing through the heart wall 130 from the epicardium 134 to the endocardium 136.
Advance the exit portion 58 at a slower speed (ie, move at a slower speed).
Can be configured as follows. Therefore, it moves forward at a slower speed, so
More tissue is ablated at the outlet portion 58. The resulting hole 140 is in the epicardium 134.
Diameter d of outlet portion 58esAnd a diameter d at the endocardium 136 es Has a larger diameter. A hole with a relatively large diameter in the endocardium 136
The formation of 140 improves the puncture of the hole and thus leads to the myocardium 132.
Blood perfusion is improved. Furthermore, it has the smallest possible diameter in the endocardium 134.
Bleeding and trauma are minimized by forming holes.

【００５８】 図１２を参照すると、別の非円筒形の穴１４２が示される。図１１２に示され
るように、心内膜１３４から心外膜１３６へと出口部分５８を前進させることに
よって、穴１４２を形成するのではなく、穴１４２は、出口部分５８が、心内膜
１３６から、そして心膜１３２へと前もって決められた距離ｄを前進して、血管
内的に形成される。上述のように、血管内的に穴を形成するために、ハンドピー
ス５４は、カテーテルのように構成され得、心臓の左心室へのアクセスが、例え
ば、大腿動脈および大動脈を介して提供される。心内膜１３６で端部表面６０の
直径ｄesより大きな直径を有する穴１４２を形成するために、組織ドリル５０は
、心外膜１３６で、またはその周りで比較的ゆっくりと出口部分５８を前進させ
、次いで、速度を増加させるように構成される。これは、より多くの組織が、心
筋１３２内の穴１４２の「底」におけるより心内膜１３６で、またはその周りで
切除されることを引き起こす。レーザーエネルギーはまた、出口部分５８が心内
膜１３６に向かって撤回される間、放出され、より多くの組織を切除し得る。前
進の速度は、出口部分５８が回転する一秒間当たりの回転か、または、ネジ切り
７６および／または７８、あるいは両方のピッチかのいずれかを変化させること
によって変化され得る。上記のように、出口部分５８が前進する速度を変化させ
る以外に、放出されたレーザーエネルギーＬのレベルが変化され得る。これに関
して、穴１４２を形成するために、組織ドリル５０は、出口部分５８が前進し始
める場合、比較的高いレベルでレーザーエネルギーＬを放出するように、次いで
、出口部分５８が距離ｄを前進する間レーザーエネルギーレベルを減少するよう
に構成され得る。Referring to FIG. 12, another non-cylindrical hole 142 is shown. As shown in FIG. 112, rather than forming a hole 142 by advancing the outlet portion 58 from the endocardium 134 to the epicardium 136, the hole 142 causes the outlet portion 58 to move toward the endocardium 136. From and to the pericardium 132 by a predetermined distance d and is formed endovascularly. As mentioned above, to create a hole endovascularly, the handpiece 54 may be configured like a catheter, providing access to the left ventricle of the heart, for example via the femoral and aortic arteries. . The tissue drill 50 advances the exit portion 58 relatively slowly at or about the epicardium 136 to form a hole 142 in the endocardium 136 having a diameter greater than the diameter d es of the end surface 60. And then configured to increase speed. This causes more tissue to be resected at or around the endocardium 136 at the “bottom” of the hole 142 in the myocardium 132. Laser energy may also be emitted while the exit portion 58 is withdrawn toward the endocardium 136, ablating more tissue. The rate of advancement can be varied by changing either the rotation per second at which the outlet portion 58 rotates, or the pitch of the threads 76 and / or 78, or both. As mentioned above, in addition to changing the rate at which the exit portion 58 advances, the level of emitted laser energy L can be changed. In this regard, to form the hole 142, the tissue drill 50 then advances the exit portion 58 a distance d such that when the exit portion 58 begins to advance, it emits laser energy L at a relatively high level. Can be configured to reduce the laser energy level.

【００５９】 あるいは、速度またはエネルギーレベルを調節する以外に、出口部分５８は、
深度を増加する際に、または深度を減少する際にかのいずれかで、複数回往復運
動し得る。例えば、図１２を参照すると、形成されるべき穴の所望の深度が距離
ｄ（すなわち、端部表面６０がハンドピース５４の遠位端を超えて前進する距離
）である場合、組織ドリル５０は、最初のストロークの時に、出口部分５８を距
離ｄ前進させるように、次いで、出口部分５８を、前もって決められた数のスト
ロークのために続くストローク毎に対して少しずつ減少された距離を前進させる
ように構成され得る。従って、出口部分５８が前進する速度およびレーザーエネ
ルギーＬが放出されるレベルでも、心内膜１３４に対する組織は、出口部分５８
の複数のストロークで繰り返しレーザーエネルギーに供されるので、穴１４２は
、心内膜１３６で比較的大きな直径で形成され得、そして心外膜１３４に向かっ
てテイパー状になり得る。従って、この組織のより大きな部分が、単位時間当た
りに受け取るエネルギーのレベルの増加のために、切除される。あるいは、スト
ロークの距離を減少させる以外に、各複数のストロークの距離を図１１の穴１４
０を形成するために少しずつ増加させ得る。さらに、比較的大きな直径の内部チ
ャンバを有する穴を形成することが所望される場合、組織ドリル５０は、１つの
位置で組織の比較的大きな部分を切除するためにその位置にレーザーエネルギー
を集中させるために、前もって決められた距離で、前もって決められた時間の間
、出口部分５８を停止させ得る。Alternatively, in addition to adjusting speed or energy level, the outlet portion 58
It may reciprocate multiple times, either in increasing depth or in decreasing depth. For example, referring to FIG. 12, if the desired depth of the hole to be formed is the distance d (ie, the distance the end surface 60 advances beyond the distal end of the handpiece 54), the tissue drill 50 will , Advance the outlet portion 58 a distance d on the first stroke, and then advance the outlet portion 58 a small reduced distance for each subsequent stroke for a predetermined number of strokes. Can be configured as follows. Therefore, at the rate at which the exit portion 58 advances and at the level at which the laser energy L is released, the tissue against the endocardium 134 will still be at the exit portion 58.
The holes 142 may be formed with a relatively large diameter in the endocardium 136 and taper toward the epicardium 134 as they are repeatedly subjected to laser energy in multiple strokes of. Therefore, a larger portion of this tissue is ablated due to the increased level of energy received per unit time. Alternatively, in addition to reducing the stroke distance, the distance of each of the plurality of strokes can be calculated by using the hole 14
It can be incremented to form 0. Further, if it is desired to form a hole with a relatively large diameter internal chamber, the tissue drill 50 concentrates the laser energy at that location to ablate a relatively large portion of the tissue at that location. Thus, the exit portion 58 may be stopped at a predetermined distance for a predetermined time.

【００６０】 （組織への薬剤の送達） 組織に薬剤を送達するための、本発明に従って構成された例示的なシステムを
、図１３に示す。例示的な薬剤送達システムは、番号１５０を用いて参照され、
そして組織（例えば、心臓組織（心筋層））において穴またはチャネルを形成し
、次いで、薬剤（例えば、心臓血管疾患の処置のための治療剤）または増殖因子
を、この穴もしくはチャネルに薬剤を部分的にかもしくは完全に満たすことによ
ってか、この穴もしくはチャネルの周囲の組織に薬剤を注入することによってか
、またはこの穴もしくはチャネルを含む領域および周囲の組織に薬剤を投与する
ことによって、組織に送達するために利用され得る。このプロセスは、組織の標
的領域において、複数の穴およびチャネルを形成し、そして満たすことを繰り返
し得る。従来の全身送達アプローチとは対照的に、本発明のシステム１５０は、
薬剤を制御された様式で特定の標的化された組織へと送達する。本明細書中にお
いて使用される用語穴およびチャネルは、組織に形成されたかまたは組織の部分
を通る任意の空間を示し、この空間は、実質的に規則的な形状（例えば、円形、
楕円形、曲線状、または直線状）、あるいは実質的に不規則な形状であり得る。Delivery of Drug to Tissue An exemplary system configured according to the present invention for delivering a drug to tissue is shown in FIG. An exemplary drug delivery system is referenced using the number 150,
And forming a hole or channel in the tissue (eg, cardiac tissue (myocardium)) and then providing a drug (eg, a therapeutic agent for the treatment of cardiovascular disease) or a growth factor with the drug in the hole or channel. Tissue, either by filling completely or completely, by injecting the drug into the tissue surrounding the hole or channel, or by administering the drug to the region containing the hole or channel and the surrounding tissue. It can be used for delivery. This process can be repeated to form and fill multiple holes and channels in the target area of tissue. In contrast to conventional systemic delivery approaches, the system 150 of the present invention
The drug is delivered in a controlled manner to a specific targeted tissue. The terms holes and channels as used herein refer to any space formed in or through a portion of tissue, which space has a substantially regular shape (e.g., circular,
It may be oval, curvilinear, or straight) or substantially irregular in shape.

【００６１】 図１３に示す送達システム１５０の例示的な実施形態は、レーザー切除によっ
て組織を除去することによって、穴またはチャネルを形成する。上記のように、
レーザーエネルギーを用いる組織切除は、心臓における新脈管形成の天然の生物
学的プロセスを刺激することが、見出されている。さらに、新脈管形成を増強す
る増殖因子は、心臓における新脈管形成を促進することが見出されている。従っ
て、心臓における新脈管形成の相乗的刺激および促進は、切除された心筋層の領
域への増殖因子の送達によってレーザー切除に対する心臓の天然の新脈管形成応
答を増大することによって、生じる。チャネルの形成に対する心臓の天然の応答
と、これらのチャネルの内部または隣への新脈管形成性増殖因子の送達との組み
合わせは、本発明の前には不可能であった患者に対する利点を提供する。The exemplary embodiment of the delivery system 150 shown in FIG. 13 forms a hole or channel by removing tissue by laser ablation. as mentioned above,
Tissue ablation with laser energy has been found to stimulate the natural biological process of angiogenesis in the heart. Furthermore, growth factors that enhance angiogenesis have been found to promote angiogenesis in the heart. Thus, synergistic stimulation and promotion of angiogenesis in the heart occurs by increasing the natural angiogenic response of the heart to laser ablation by delivery of growth factors to the area of the ablated myocardium. The combination of the heart's natural response to the formation of channels with the delivery of angiogenic growth factors within or next to these channels provides advantages for patients who were not possible prior to the present invention. To do.

【００６２】 薬剤送達システム１５０は、上記の例示的な組織ドリル５０と同じ多くの要素
を備え得る。組織ドリル５０の要素と実質的に類似の、薬剤送達システム１５０
の要素は、プライム（’）を付加して、同じ参照番号を使用する。例えば、薬剤
送達システム１５０は、ハンドピース５４’を備え、これは、組織ドリル５０の
ハンドピース５４と実質的に同じであり得る。この参照の約束事は、本明細書中
以下の記載において使用され、そしてこのような類似の要素の先の記載は、薬剤
送達システム１５０に関しては繰り返されない。The drug delivery system 150 may include many of the same elements as the exemplary tissue drill 50 described above. A drug delivery system 150 substantially similar to the elements of the tissue drill 50.
Elements of the same use the same reference numbers with a prime (') added. For example, the drug delivery system 150 comprises a handpiece 54 ′, which may be substantially the same as the handpiece 54 of the tissue drill 50. This reference convention is used herein below in the description, and the previous description of such similar elements is not repeated for drug delivery system 150.

【００６３】 本発明のシステム１５０の心臓への適用において、内皮増殖因子のような薬剤
の心臓組織（例えば、心筋層）への投与は、心臓血管新脈管形成を促進する。増
殖因子とは、細胞の増殖を刺激または増強するタンパク質である。増殖因子タン
パク質は、新脈管形成を特異的に増強するために、キャリア分子にパッケージさ
れ得る。例えば、増殖因子タンパク質の裸のＤＮＡは、細胞マトリックスと混合
され得る。細胞マトリックスの例としては、フィブリン、血漿、および組織にお
ける増殖因子の生体適合性、増殖因子の新脈管形成活性、および／または組織へ
の増殖因子の徐放を増強する他の任意の構造が挙げられる。新脈管形成を促進す
る多くの市販の増殖因子が存在する。例えば、血管内皮増殖因子（ＶＥＧＦ）、
塩基性線維芽細胞増殖因子（ｂＦＧＦ）、トランスホーミング増殖因子−β（Ｔ
ＧＦ−β）、および血小板由来増殖因子（ＰＤＧＦ）である。本明細書中におい
て使用される場合に、用語薬剤とは、増殖因子単独、細胞マトリックスと組み合
わせた増殖因子、または増殖因子の送達を補助することが公知の他の任意の成分
と組み合わせた増殖因子を包含し得る。さらに、薬剤は、心臓における新脈管形
成活性を刺激する、他の任意の物質を含有し得る。In the cardiac application of system 150 of the present invention, administration of an agent such as endothelial growth factor to cardiac tissue (eg, myocardium) promotes cardiovascular angiogenesis. Growth factors are proteins that stimulate or enhance cell growth. Growth factor proteins can be packaged in carrier molecules to specifically enhance angiogenesis. For example, naked DNA for the growth factor protein can be mixed with the cell matrix. Examples of cell matrices include fibrin, plasma, and growth factor biocompatibility in tissues, growth factor angiogenic activity, and / or any other structure that enhances sustained release of growth factor into tissue. Can be mentioned. There are many commercially available growth factors that promote angiogenesis. For example, vascular endothelial growth factor (VEGF),
Basic fibroblast growth factor (bFGF), transforming growth factor-β (T
GF-β), and platelet-derived growth factor (PDGF). As used herein, the term agent refers to a growth factor alone, a growth factor in combination with a cell matrix, or a growth factor in combination with any other component known to assist in the delivery of growth factors. Can be included. In addition, the drug may contain any other substance that stimulates angiogenic activity in the heart.

【００６４】 心筋層に薬剤を送達するために、例示的な薬剤送達システム１５０は、組織に
おいて穴またはチャネルを形成するための、組織除去デバイス（例えば、レーザ
ーエネルギーおよび薬剤の源１５２）、ならびに切除および注入デバイス１５４
を備える。以下にさらに詳細に議論されるように、切除および注入デバイス１５
４は、組織を切除してチャネルを形成するためのレーザーエネルギーを源１５２
から受容する光ファイバー、ならびにチャネルへの注入のための薬剤を源１５２
から受容する送達部材を備える。心臓への適用において、システム１５０は、増
殖因子を、患者の虚血性心筋層に直接送達して、内皮細胞の増殖を促進し得る。To deliver a drug to the myocardium, the exemplary drug delivery system 150 includes a tissue removal device (eg, a laser energy and drug source 152), and an ablation to create a hole or channel in the tissue. And injection device 154
Equipped with. An ablation and injection device 15 as discussed in further detail below.
4 is a source 152 of laser energy for ablating tissue to form channels.
A source of optical fiber to be received from the source as well as a drug for injection into the channel 152
A delivery member for receiving from. In cardiac applications, system 150 may deliver growth factors directly to the ischemic myocardium of a patient to promote endothelial cell proliferation.

【００６５】 図１４および１５をさらに参照すると、例示的な切除および注入デバイス１５
４は、光ファイバー１５６および送達部材１５８を備え得、これらは一緒に、ク
ラッディング１６０によって、統合された構造に成形されている。上記のように
、例示的な光ファイバー１５６は、コア８２’およびクラッディング８４’を備
え得、このコア８２’は、レーザーエネルギーを受容するための入口８６’およ
び図１３において矢印Ｌによって示されるようにレーザーエネルギーを放出する
ための出口６２’を有する。例示的な送達部材１５８は、壁１６２を備え、この
中に、薬剤を受容するための入口１６６および薬剤を供給する（これは、図１３
において矢印Ｍによって示される）ための出口１６８を備える管腔１６４が規定
される。切除および注入デバイス１５４は、端部表面１７０および出口部分１７
２を有する。出口６２’および１６８は、端部表面１７０と実質的に同一平面に
あり得る。With further reference to FIGS. 14 and 15, an exemplary ablation and injection device 15
4 may include an optical fiber 156 and a delivery member 158, which are molded together by cladding 160 into an integrated structure. As mentioned above, the exemplary optical fiber 156 may include a core 82 'and a cladding 84', which is an inlet 86 'for receiving laser energy and as indicated by arrow L in FIG. Has an outlet 62 'for emitting laser energy. The exemplary delivery member 158 comprises a wall 162 into which is provided an inlet 166 for receiving a drug and a drug (which is shown in FIG.
A lumen 164 is provided with an outlet 168 for (indicated by arrow M in FIG. The ablation and injection device 154 includes an end surface 170 and an outlet portion 17
Have two. The outlets 62 'and 168 can be substantially flush with the end surface 170.

【００６６】 図１６を参照すると、例示的なレーザーエネルギーおよび薬剤源１５２は、上
記のように、レーザー１１０’、駆動モータ１１２’、制御ユニット１１４’、
ユーザインターフェース１１６’、および結合器１１８’を備え得る。源１５２
はまた、薬剤Ｍを供給するための薬剤供給１７４および供給１７４に接続された
注入ユニット１７６を備え得、これらの両方が、制御ユニット１１４’に接続さ
れている。結合器１７８は、レーザーオプティクス１２０’および注入ユニット
１７６から、統合された切除および注入デバイス１５４へとラインを接続する。Referring to FIG. 16, an exemplary laser energy and drug source 152 includes laser 110 ′, drive motor 112 ′, control unit 114 ′, as described above.
A user interface 116 'and a combiner 118' may be included. Source 152
May also comprise a drug supply 174 for supplying the drug M and an infusion unit 176 connected to the supply 174, both of which are connected to the control unit 114 ′. The combiner 178 connects the line from the laser optics 120 ′ and the injection unit 176 to the integrated ablation and injection device 154.

【００６７】 上記の光ファイバー５６と同様に、例示的な切除および注入デバイス１５４は
、回転軸Ｅの周囲で回転可能であり、そして前進位置と引き込み位置との間で並
進可能である。図１７Ａおよび１７Ｂをさらに参照して、システム１５０は、心
筋層を部分的に通してかまたは心筋層を完全に通してかのいずれかで、心筋層１
３２にチャネル１３８を形成し得る。本発明によれば、切除および注入デバイス
１５４の遠位部分１７２は、矢印Ｂによって示されるように、前進位置から引き
込み位置へと引き込まれ、制御ユニット１１４’は、図１７Ａに示されるように
、注入ユニット１７６を作動させて薬剤Ｍを供給１７４から送達部材１５８へと
、そして出口１６８を通してチャネル１３８内へと注入する。デバイス１５４が
引き込み位置にあり、そしてハンドピース５４’が離れて移動される場合に、分
離した量１７９の薬剤が、図１７Ｂに示されるように、チャネル１３８内に残る
。分離した量１７９は、チャネル１３８を、部分的にかまたは完全に満たし得る
。この手順は、心筋層１３２における異なる位置において、複数回繰り返され得
、これによって新脈管形成促進増殖因子のような薬剤を心筋層に播種し得る。例
示的な注入ユニット１７６は、水力、空気力、エアロゾル、または他の手段を使
用して、薬剤を注入し得る。Similar to the optical fiber 56 described above, the exemplary ablation and injection device 154 is rotatable about an axis of rotation E and is translatable between an advanced position and a retracted position. With further reference to FIGS. 17A and 17B, the system 150 allows the myocardium 1 to either partially penetrate the myocardium or completely penetrate the myocardium.
A channel 138 may be formed at 32. In accordance with the present invention, the distal portion 172 of the ablation and injection device 154 is retracted from the advanced position to the retracted position, as indicated by arrow B, and the control unit 114 ', as shown in Figure 17A. The injection unit 176 is activated to inject the drug M from the supply 174 into the delivery member 158 and through the outlet 168 into the channel 138. When device 154 is in the retracted position and handpiece 54 'is moved apart, a discrete amount of drug 179 remains in channel 138, as shown in FIG. 17B. The discrete volume 179 may partially or completely fill the channel 138. This procedure may be repeated multiple times at different locations in the myocardium 132, which may seed the myocardium with an agent such as a pro-angiogenic growth factor. The exemplary infusion unit 176 may inject the medication using hydraulic, pneumatic, aerosol, or other means.

【００６８】 さらに、注入ユニット１７６は、高圧を利用して、組織に注入するための薬剤
の流体カラムを作製する注入ジェットノズルとして、構成され得る。ジェット注
入器はまた、組織を引き裂く（かまたは膨張させる）かあるいは組織を除去する
かのいずれかによって、あるいはこれら両方の組み合わせによって、高圧流体（
これは、薬剤を含有し得る）を用いて、組織内にかまたは組織を通して穴を形成
するために、使用され得る。ジェット注射器は、組織に穴またはチャネルを形成
しながら、組織に薬剤を送達するよう構成され得る。Further, the injection unit 176 can be configured as an injection jet nozzle that utilizes high pressure to create a fluid column of drug for injection into tissue. Jet injectors also provide high-pressure fluid (either by tearing (or expanding) tissue or by removing tissue, or a combination of both).
This can be used to form holes in or through the tissue with a drug). The jet injector may be configured to deliver the drug to the tissue while forming holes or channels in the tissue.

【００６９】 切除および注入デバイス１５４をレーザーエネルギーおよび薬剤源１５２と組
み合わせることに関して、図１８および１９を参照する。ここには、結合アセン
ブリ１８０の例示的な実施形態が図示されている。例示的な結合アセンブリ１８
０は、ハウジング１８２を備え、このハウジングは、回転可能かつ密閉された関
係で、リール１８４を受容するよう適合される。リール１８４は、そこを通して
軸方向に形成された通路１８６を備え、この中に、切除および注入デバイス１５
４が固定的に受容される。リール１８４はまた、環状チャネル１８８、および通
路１８６とチャネル１８８との間に延びる貫通孔１９０を備える。送達部材１５
８は、デバイス１５４から貫通孔１９０内へと延びて、チャネル１８８と連絡す
る。供給管１９２は、ハウジング１８２のポート１９４と薬剤注入および供給ユ
ニット１７６と１７４との間に延びる。Reference is made to FIGS. 18 and 19 regarding combining the ablation and injection device 154 with the laser energy and drug source 152. Here, an exemplary embodiment of a coupling assembly 180 is illustrated. Exemplary Coupling Assembly 18
0 comprises a housing 182, which is adapted to receive a reel 184 in a rotatable and sealed relationship. The reel 184 includes a passage 186 axially formed therethrough in which the ablation and injection device 15 is provided.
4 is fixedly received. The reel 184 also includes an annular channel 188 and a through hole 190 extending between the passage 186 and the channel 188. Delivery member 15
8 extends from device 154 into through hole 190 and communicates with channel 188. Supply tube 192 extends between port 194 of housing 182 and drug infusion and supply unit 176 and 174.

【００７０】 複数のＯリング１９６が使用されて、リール１８４をハウジング１８２内に密
封し、デバイス１５４を通路１８６内に密封し、そして送達部材１５８を貫通孔
１９０内に密封する。リング１９６は、低摩擦のＴｅｆｌｏｎ（登録商標）シー
ルであり得る。特殊化された継手（例えば、Ｔｏｕｈｙ−Ｂｏｒｓｔ弁継手）が
使用されて、デバイス１５４をリール１８４に接続し得る。ハウジング１８２は
、リール１８４の軸方向並進を制限するための停止具のような構造体を備え得る
。図面においては強調されているが、リール１８４とハウジング１８２との間の
許容は、約０．００５インチ未満のオーダーであり得る。さらに、ハウジング１
８２は、ハウジングの内側への容易なアクセスのために、共にヒンジ接続された
２つの半体を備える、２部品の設計であり得る。A plurality of O-rings 196 are used to seal the reel 184 within the housing 182, the device 154 within the passage 186, and the delivery member 158 within the through hole 190. The ring 196 can be a low friction Teflon® seal. Specialized fittings (eg, Touhy-Borst valve fittings) may be used to connect device 154 to reel 184. The housing 182 may include structures such as stops to limit the axial translation of the reel 184. As exaggerated in the drawings, the tolerance between reel 184 and housing 182 may be on the order of less than about 0.005 inches. Furthermore, the housing 1
82 may be a two-part design with two halves hinged together for easy access to the inside of the housing.

【００７１】 結合アセンブリ１８０は、切除および注入デバイス１５４が、駆動ユニット１
１２’からの力のもとで回転軸Ｅの周囲で回転することを可能にし、同時にレー
ザーエネルギーおよび薬剤を受容する。例えば、デバイス１５４は、１つの方向
に約４０回転駆動され得（前進位置を得る）、次いで他方向に約４０回転駆動さ
れ得る（引き込み位置を得る）。デバイス１５４との固定的な接続に起因して、
リール１８４は、デバイス１５４によって、軸Ｅの周囲で回転するよう駆動され
る。すなわち、デバイス１５４は、駆動シャフトとして作用し得る。薬剤を組織
に送達することが所望である場合には、注入ユニット１７６は、薬剤を、管１９
２を通して（これは、矢印Ｍによって示される）、そしてチャネル１８８内かつ
リール１８４とハウジング１８２との間に規定される空間１９８へと注入する。
従って、薬剤は、送達部材１５８の管腔１６４内に推進および／または注入され
る。薬剤は、リール１８４が回転している間、送達管腔１５８の内部へと連続的
に注入され得る。上記のように、薬剤の送達管腔１５８への注入は、デバイス１
５４が引き込まれる場合に制限され得る。Coupling assembly 180 includes ablation and injection device 154 with drive unit 1
It makes it possible to rotate about the axis of rotation E under the force from 12 'while at the same time receiving laser energy and drug. For example, the device 154 may be driven about 40 revolutions in one direction (obtaining an advanced position) and then about 40 revolutions in the other direction (obtaining a retracted position). Due to the fixed connection with the device 154,
Reel 184 is driven by device 154 to rotate about axis E. That is, the device 154 can act as a drive shaft. If it is desired to deliver the drug to the tissue, infusion unit 176 may deliver the drug to tube 19
2 (which is indicated by the arrow M) and into the space 198 defined in the channel 188 and between the reel 184 and the housing 182.
Thus, the drug is propelled and / or injected into the lumen 164 of the delivery member 158. The medication may be continuously injected into the delivery lumen 158 while the reel 184 is rotating. As described above, the injection of the drug into the delivery lumen 158 is performed by the device 1.
It may be restricted if 54 is retracted.

【００７２】 一般的に図１３を参照して、送達部材１５８を薬剤供給１７４に供給システム
１５２において接続するよりむしろ、例示的なハンドピース５４’は、薬剤を送
達部材１５８（図示せず）に注入するためのアセンブリを備え得る。例えば、圧
力カプセル（例えば、ＣＯ2カプセル）が、薬剤を管腔１６４の入口１６６およ
び出口１６８から注入し得る。送達部材１５８は、引き込み位置においてハンド
ピース５４’の内部でコイル巻きされ得、次いで、前進位置に駆動されている間
に、コイルが解かれ得る。注入アセンブリがハンドピース５４’に存在する実施
形態において、送達部材１５８は、比較的短い全長を有し得る。なぜなら、ハン
ドピースが、薬剤を受容するよう標的化された組織またはその近くに位置するか
らである。With reference generally to FIG. 13, rather than connecting the delivery member 158 to the drug supply 174 at the delivery system 152, the exemplary handpiece 54 ′ provides delivery of the drug to the delivery member 158 (not shown). An assembly for injecting may be provided. For example, a pressure capsule (eg, a CO 2 capsule) may inject the drug through inlet 166 and outlet 168 of lumen 164. The delivery member 158 can be coiled inside the handpiece 54 'in the retracted position and then uncoiled while being driven to the advanced position. In embodiments where the infusion assembly is present on the handpiece 54 ', the delivery member 158 may have a relatively short overall length. This is because the handpiece is located at or near the tissue targeted to receive the drug.

【００７３】 本発明の切除および注入デバイスの代替の配置は、図２０および２１に示され
る。図２０を参照すると、例示的な切除および注入デバイス１５４’は、クラッ
ディング１６０’を用いて一緒に統合された構造に成形された、光ファイバー１
５６’および送達部材１５８’を備える。例示的な送達部材１５８’は、示され
るように、断面が三日月形であり得る。上で議論したように、光ファイバー１５
６’の出口の直径ｄoは、好ましくは、デバイス１５４’の端部表面１７０’の
直径ｄesの少なくとも半分である。例えば、直径ｄoは、約０．６ｍｍであり得
、そして直径ｄesは、約１．０ｍｍであり得る。従って、デバイス１５４’が軸
Ｅの周囲で回転するにつれて、光ファイバー１５６’から放出されるレーザーエ
ネルギーは、軸Ｅの半径方向の掃引全体に沿って組織を切除し、これによって、
直径が約１．０ｍｍのチャネルを形成し、このことは、上記される（図８を参照
のこと）。An alternative arrangement for the ablation and injection device of the present invention is shown in FIGS. 20 and 21. Referring to FIG. 20, an exemplary ablation and injection device 154 ′ is an optical fiber 1 molded into a structure integrated together using a cladding 160 ′.
56 'and delivery member 158'. The exemplary delivery member 158 'can be crescent-shaped in cross section, as shown. As discussed above, optical fiber 15
The outlet diameter d o of 6 ′ is preferably at least half the diameter d es of the end surface 170 ′ of the device 154 ′. For example, the diameter d o can be about 0.6 mm and the diameter d es can be about 1.0 mm. Thus, as device 154 'rotates about axis E, the laser energy emitted from optical fiber 156' ablates tissue along the entire radial sweep of axis E, thereby
It forms channels of about 1.0 mm in diameter, which is described above (see Figure 8).

【００７４】 図２１を参照すると、例示的な切除および注入デバイス１５４”は、一対の光
ファイバー１５６ａおよび１５６ｂ、ならびに送達部材１５８”を備え、これら
は、クラッディング１６０”を用いて、一緒に統合された構造に成形される。例
示的な送達部材１５８”は、示されるように、断面が直線の形状であり得る。各
光ファイバー１５６の出口は、好ましくは、デバイス１５４’の端部表面１７０
”の直径ｄesのおおよそ四分の１の直径ｄoを有する。従って、光ファイバー１
５６ａおよび１５６ｂの直径ｄoは、共同して、端部表面１７０”の直径ｄesの
おおよそ半分を構成する。例えば、直径ｄoが約０．３ｍｍであり得、そして端
部表面１７０”の直径ｄesが約１．０ｍｍであり得る。あるいは、任意の数のフ
ァイバー（例えば、４つの０．１５ｍｍ直径のファイバー）が、複数のファイバ
ーのデバイス１５４”において使用され得る。Referring to FIG. 21, an exemplary ablation and injection device 154 ″ comprises a pair of optical fibers 156a and 156b and a delivery member 158 ″, which are integrated together using a cladding 160 ″. The delivery member 158 ″ may have a straight cross-sectional shape, as shown. The exit of each optical fiber 156 is preferably an end surface 170 of the device 154 '.
Has a diameter d o approximately one-fourth of the diameter d es of ".
The diameters d o of 56a and 156b together make up approximately half the diameter d es of the end surface 170 ″. For example, the diameter d o can be about 0.3 mm and the diameter of the end surface 170 ″ can be The diameter d es can be about 1.0 mm. Alternatively, any number of fibers (eg, four 0.15 mm diameter fibers) may be used in the multiple fiber device 154 ″.

【００７５】 光ファイバーは、その直径が減少する場合に、より可撓性になる。この結果と
して、各々が約０．３ｍｍの直径を有する図２１の一対の光ファイバー１５６ａ
および１５６ｂが、約０．６ｍｍの直径を有する図２０の単一の光ファイバー１
５６’より可撓性である。それ自体で、デバイス１５４”は、デバイス１５４’
より可撓性であり、そしてより蛇行した経路に従い得る。従って、図２０に示さ
れるデバイス１５４’は、上記のようなハンドピースと組み合わせて、光ファイ
バーが蛇行した経路を通して屈曲する必要のない、直接の可視化手順において（
例えば、手術中または胸郭を経由しての手順において）有用である。図２１に示
すデバイス１５４”は、カテーテルおよび診断装置（ｓｃｏｐｅ）と組み合わせ
て、間接的な可視化手順（例えば、中隔を越えての手順および血管内手順）にお
いて有用である。例えば、デバイス１５４”は、大腿動脈に挿入され、大動脈弓
を通り、そして左心室内へと挿入されて、心内膜から心外膜へと組織を切除し得
る。Optical fibers become more flexible when their diameter decreases. This results in a pair of optical fibers 156a of FIG. 21 each having a diameter of about 0.3 mm.
And 156b have a diameter of about 0.6 mm.
More flexible than 56 '. As such, device 154 ″ becomes device 154 ′
It is more flexible and can follow more tortuous paths. Therefore, the device 154 'shown in FIG. 20 can be combined with a handpiece as described above in a direct visualization procedure where the optical fiber need not bend through a tortuous path (
(For example, during surgery or in a procedure via the rib cage). The device 154 ″ shown in FIG. 21 is useful in indirect visualization procedures (eg, transseptal and endovascular procedures) in combination with a catheter and a scope. For example, the device 154 ″. Can be inserted into the femoral artery, through the aortic arch, and into the left ventricle to ablate tissue from the endocardium to the epicardium.

【００７６】 上記のようにレーザー切除を用いて組織にチャネルを形成するよりむしろ、組
織は、本発明に従って、他の方法（例えば、高周波数電気エネルギーまたは無線
周波数（ＲＦ）エネルギー）によって、薬剤送達のために除去されてチャネルを
形成し得る。図２２を参照すると、本発明に従って電気エネルギーを使用して組
織を除去する、組織除去および薬剤送達デバイス２００の例示的な実施形態が示
されている。デバイス２００は、このデバイスの遠位尖端に位置する電極２０２
、電極２０２の近位の絶縁体２０４、および本体２０６を備える。送達管腔２０
８が、電極２０２、絶縁体２０４、および本体２０６を軸方向に通して形成され
、そしてデバイス２００の遠位端に出口２１０を有する。Rather than forming a channel in tissue using laser ablation as described above, tissue may be delivered by other methods (eg, high frequency electrical energy or radio frequency (RF) energy) in accordance with the present invention for drug delivery. Can be removed to form a channel. Referring to FIG. 22, there is shown an exemplary embodiment of a tissue removal and drug delivery device 200 that uses electrical energy to remove tissue in accordance with the present invention. Device 200 includes an electrode 202 located at the distal tip of the device.
, An insulator 204 proximal to the electrode 202, and a body 206. Delivery lumen 20
8 is formed axially through electrode 202, insulator 204, and body 206, and has an outlet 210 at the distal end of device 200.

【００７７】 本発明の電気エネルギー組織除去および薬剤送達デバイス２００’の代替の実
施形態が、図２３に示されている。軸方向の送達管腔を有するよりむしろ、デバ
イス２００’は、少なくとも本体２０６’を長手方向に通して形成される、少な
くとも１つの送達管腔２１０を備える。図２３に示されるように、２つの送達管
腔２１２ａおよび２１２ｂが、本体２０６’を通して形成され、そして絶縁体２
０４’内へと延びる。各管腔２１２は、デバイス２００’の側部２１６に形成さ
れた出口２１４を有する。例示的な実施形態において、出口２１４ａおよび２１
４ｂは、このデバイス内で実質的に直径方向に対向し得る。あるいは、各管腔２
１２は、デバイス２００’の側部２１６のポートのアレイを形成する、複数の出
口を有し得る。An alternative embodiment of the electrical energy tissue removal and drug delivery device 200 'of the present invention is shown in FIG. Rather than having an axial delivery lumen, device 200 'comprises at least one delivery lumen 210 formed longitudinally through at least body 206'. As shown in FIG. 23, two delivery lumens 212a and 212b are formed through the body 206 'and the insulator 2
It extends into 04 '. Each lumen 212 has an outlet 214 formed in side 216 of device 200 '. In the exemplary embodiment, outlets 214a and 21
4b can be substantially diametrically opposed within the device. Alternatively, each lumen 2
12 may have multiple outlets forming an array of ports on side 216 of device 200 '.

【００７８】 さらに図２４を参照すると、使用の際に、組織除去および薬剤送達デバイス２
００および２００’は、高周波数の電気エネルギーを発生させ、このエネルギー
が次に、イオン化プラズマコロナ２１６を発生させ、そして組織１３２を気体に
転換して、この組織にチャネルまたは穴を作製する。接地板２１８は、組織１３
２が接地板と電極２０２との間に位置するように、提供され得る。接地板２１８
は、正に荷電した電極２０２（これは、組織におけるチャネルの形成を制御する
）によって形成される伝導経路（破線の矢印によって示される）を制御するため
に使用され得る。穴またはチャネルが組織において形成された後に、新脈管形成
を促進する増殖因子のような薬剤が、上記のように送達管腔を介して、穴または
チャネル自体の内部で組織に送達され得る。あるいは、図２５を参照すると、薬
剤は、穴またはチャネル１３８の壁内へ、そして矢印Ｍによって示されるように
、送達管腔２１２を通して穴またはチャネル１３８の周囲の組織１３２へと、送
達され得る。Still referring to FIG. 24, in use, the tissue removal and drug delivery device 2
00 and 200 'generate high frequency electrical energy, which in turn generates an ionized plasma corona 216 and transforms tissue 132 into a gas, creating channels or holes in the tissue. The ground plate 218 is the tissue 13
2 may be provided such that it is located between the ground plate and the electrode 202. Ground plate 218
Can be used to control the conduction path (indicated by the dashed arrow) formed by the positively charged electrode 202, which controls the formation of channels in tissue. After the holes or channels are formed in the tissue, agents such as growth factors that promote angiogenesis can be delivered to the tissue within the holes or channels themselves, via the delivery lumen, as described above. Alternatively, referring to FIG. 25, the agent may be delivered into the wall of the hole or channel 138 and through the delivery lumen 212 to the tissue 132 surrounding the hole or channel 138, as indicated by arrow M.

【００７９】 図２６を参照すると、本発明の電気エネルギー組織除去および薬剤送達デバイ
ス２００”の別の例示的な実施形態が、示されている。デバイス２００”は、こ
のデバイスの遠位尖端に位置するカソード２２０、電極２０２の近位の絶縁体２
０４”、この絶縁体の近位のアノード２２２、および本体２０６”を備える。送
達管腔２０８が、デバイス２００”を軸方向に通して形成される。導電性リード
線（図示せず）が、カソード２２０およびアノード２２２を電源に接続する。作
動される場合に、カソード２２０とアノード２２２との間の伝導経路（破線で示
される）が、イオン化されたプラズマコロナ（ｃｏｒｎｅａ）２１６’を規定し
、これが組織を気体に転換して、チャネルを形成する。Referring to FIG. 26, another exemplary embodiment of the electrical energy tissue removal and drug delivery device 200 ″ of the present invention is shown. The device 200 ″ is located at the distal tip of the device. Insulator 2 near the cathode 220, electrode 202
04 ″, the anode 222 proximal to this insulator, and the body 206 ″. A delivery lumen 208 is formed axially through the device 200 ″. Conductive leads (not shown) connect the cathode 220 and the anode 222 to a power source. When activated, the cathode 220 and The conduction path (shown in dashed lines) to and from the anode 222 defines an ionized plasma cornea 216 ', which transforms the tissue into a gas and forms a channel.

【００８０】 本発明の薬剤送達システム２３０の別の例示的な実施形態が、図２７、２８、
および２９に示されている。システム２３０は、カテーテル２３４に受容される
切除および注入デバイス２３２を備える。例示的な切除および注入デバイス２３
２は、一対の光ファイバー２３６ａおよび２３６ｂ、ならびに一対の送達部材２
３８ａおよび２３８ｂを備える。クラッディング２４０は、ファイバー２３６お
よび２３８を単一の円筒状デバイスに構成する。光ファイバー２３６および送達
部材２３８は、上記に提供される記載に従う構成および様式であり得る。例示的
なデバイス２３２はまた、環状リップ２４４に（好ましくは、デバイスの遠位端
において）形成される旋条軌道２４２を備え、そして例示的なカテーテル２３４
は、切除および注入デバイス２３２の旋条軌道２４２とスライド可能に係合する
ために、内側表面に形成された旋条２４６を備える。従って、切除および注入デ
バイス２３２が回転するにつれて、旋条２４６はデバイス２３２をカテーテル２
３４の内部で軸方向に、上記のような前進位置と引き込み位置との間で移動させ
る。Another exemplary embodiment of the drug delivery system 230 of the present invention is shown in FIGS.
And 29. System 230 comprises an ablation and injection device 232 that is received in catheter 234. Exemplary Excision and Injection Device 23
2 is a pair of optical fibers 236a and 236b and a pair of delivery members 2
38a and 238b. Cladding 240 configures fibers 236 and 238 into a single cylindrical device. The optical fiber 236 and the delivery member 238 can be configured and styled according to the description provided above. The exemplary device 232 also comprises a rifling track 242 formed in the annular lip 244 (preferably at the distal end of the device), and the exemplary catheter 234.
Comprises a ridge 246 formed on the inner surface thereof for slidably engaging the ridge track 242 of the cutting and injection device 232. Accordingly, as the ablation and infusion device 232 rotates, the rifling 246 causes the device 232 to pass through the catheter 2.
Axial movement within 34 is between the forward and retracted positions as described above.

【００８１】 例示的な薬剤送達システム２３０は、切除および注入デバイス２３２ならびに
カテーテル２３４を、蛇行した経路を通してその最終目的地まで案内することを
包含し得る、血管内手順において特に有用である。従って、切除および注入デバ
イス２３２の可撓性を可能な限り最大にすることが、好ましい。それ自体で、光
ファイバー２３６の直径を、組織を切除するために十分なレーザーエネルギーを
運ぶことが依然として可能でありながら、可能な限り小さくすることが、好まし
い。好ましい実施形態において、各光ファイバー２３６の直径は、約０．２５ｍ
ｍであり得る。このとき、デバイス２３２の全体的な直径は、約０．５ｍｍであ
り得る。The exemplary drug delivery system 230 is particularly useful in endovascular procedures that may include guiding ablation and infusion device 232 and catheter 234 through tortuous paths to their final destination. Therefore, it is preferable to maximize the flexibility of the ablation and injection device 232 as much as possible. As such, it is preferred that the diameter of the optical fiber 236 be as small as possible while still being able to carry sufficient laser energy to ablate tissue. In a preferred embodiment, each optical fiber 236 has a diameter of about 0.25 m.
can be m. At this time, the overall diameter of device 232 may be about 0.5 mm.

【００８２】 本発明の切除および注入デバイスの代替の実施形態において、薬剤をチャネル
によってチャネルまたは組織に送達する代わりに、薬剤は、チャネルの周囲の組
織に直接送達され得る。薬剤の全身投与を回避することが望ましい場合に、有利
であり得る。これは、薬剤がチャネル内に直接送達される場合に、薬剤なしで起
こり得る。この代替の実施形態の種々の構成を、図３０〜４０に示す。In an alternative embodiment of the ablation and injection device of the present invention, instead of delivering the agent by channel to the channel or tissue, the agent may be delivered directly to the tissue surrounding the channel. It may be advantageous when it is desirable to avoid systemic administration of the drug. This can occur without the drug if the drug is delivered directly into the channel. Various configurations of this alternative embodiment are shown in FIGS.

【００８３】 図３０を参照すると、代替のヘッド部分１００’は、組織チャネル開口部の外
周の周りの組織を貫通するための１つ以上の針２５０を、組織係合表面の外側リ
ムに有する。これは、チャネルの周囲の組織への直接のアクセスを提供する。送
達デバイスは、１つ以上の薬剤管腔１６４’を備え、この管腔は、針２５０と流
体連絡している。針２５０は、チャネル開口部の外周の周りの組織を穿刺し、そ
して管腔１６４’の管腔によって薬剤を送達する。薬剤は、チャネルに入る必要
なしに組織を通って拡散し、従って、薬剤の洗浄除去および薬剤の全身送達の可
能性を回避する。図３１は、外周の周りに針２５０のアレイを有するヘッド部１
００’の端部表面を図示する。図３２は、チャネル１３８の周囲の組織に拡散す
る薬剤２５２を図示する。代替のヘッド部１００’の他の実施形態は、図３３お
よび３４に示される。図３３は、外周の周りにノズル（単数または複数）２５４
を有するヘッド部１００’を図示する。ノズル２５４は、ヘッド部１００’がチ
ャネル開口部の周囲の組織に対して上方に位置する場合に、薬剤を噴霧するよう
適合されている。針２５０を使用する先の実施形態と同様に、薬剤は、組織内に
直接拡散し、そして患者の系内に洗浄除去され得るチャネル内には拡散しない。
図３４は、ヘッド部１００’が、薬剤をチャネル開口部の周囲の組織内に直接拡
散させるためのポート（単数または複数）２５６をヘッド部の外周に有する、な
お別の実施形態を図示する。Referring to FIG. 30, the alternative head portion 100 ′ has one or more needles 250 for penetrating tissue around the perimeter of the tissue channel opening at the outer rim of the tissue engaging surface. This provides direct access to the tissue surrounding the channel. The delivery device comprises one or more drug lumens 164 ′, which are in fluid communication with needle 250. Needle 250 pierces the tissue around the perimeter of the channel opening and delivers the drug through the lumen of lumen 164 '. The drug diffuses through the tissue without having to enter the channel, thus avoiding the potential for washout of the drug and systemic delivery of the drug. FIG. 31 shows a head portion 1 having an array of needles 250 around the circumference.
The end surface of 00 'is illustrated. FIG. 32 illustrates the drug 252 diffusing into the tissue surrounding the channel 138. Other embodiments of alternative head portion 100 'are shown in FIGS. FIG. 33 shows the nozzle (s) 254 around the perimeter.
A head portion 100 'having a head is shown. The nozzle 254 is adapted to spray the drug when the head portion 100 'is located above the tissue surrounding the channel opening. As with the previous embodiment using needle 250, the drug diffuses directly into the tissue and not into channels that can be washed out into the patient's system.
FIG. 34 illustrates yet another embodiment in which the head portion 100 ′ has port (s) 256 on the outer periphery of the head portion for direct diffusion of the drug into the tissue surrounding the channel opening.

【００８４】 図３５および３６は、薬剤が、単一の管腔１６４”を通してヘッド部１００’
に提供され得ることを図示する。この管腔は、環状多岐管２５８と流体連絡して
おり、この環状多岐管は、ヘッド部１００’の外周を通してポート２５６へと連
絡する。図３７は、単一の管腔１６４”が環状の外形を有する、代替の実施形態
を図示する。当業者は、この多岐管２５８を組み込む単一の管腔の実施形態がま
た、ノズル２５４または針２５０とともに利用され得ることを、理解する。同様
に、薬剤をチャネル開口部の周囲の組織内に直接拡散させるための他の手段が、
類似の効果のために利用され得ることが、当業者によって理解される。FIGS. 35 and 36 show that drug is delivered through a single lumen 164 ″ to the head 100 ′.
FIG. This lumen is in fluid communication with an annular manifold 258, which communicates with port 256 through the outer circumference of head portion 100 '. FIG. 37 illustrates an alternative embodiment in which a single lumen 164 ″ has an annular profile. Those of ordinary skill in the art will appreciate that a single lumen embodiment incorporating this manifold 258 may also include nozzle 254 or It will be appreciated that it may be utilized with the needle 250. Similarly, other means for diffusing the drug directly into the tissue surrounding the channel opening may be used.
It will be appreciated by those skilled in the art that it can be used for similar effects.

【００８５】 図３８は、少なくとも１つの送達管腔２６４が送達出口２６６と流体連絡し、
そして少なくとも１つの真空管腔２６８が真空源（図示せず）と連絡し、そして
真空出口１７０で終結している、なお別の例示的な実施形態を図示する。管腔２
６８を通して出口２７０へと、真空をヘッド部１００’に提供することによって
、臨床医は、薬剤が管腔２６４および出口２６６を通して組織に直接送達され得
ることを保証し得る。この実施形態が複数の真空管腔および複数の送達管腔を備
えて、本発明の効果を最大にし得ることが、当業者によって理解される。FIG. 38 illustrates that at least one delivery lumen 264 is in fluid communication with a delivery outlet 266,
And yet another exemplary embodiment is shown in which at least one vacuum lumen 268 communicates with a vacuum source (not shown) and terminates at a vacuum outlet 170. Lumen 2
By providing a vacuum to the head portion 100 'through 68 to the outlet 270, the clinician may ensure that the drug may be delivered directly to the tissue through the lumen 264 and the outlet 266. It will be appreciated by those skilled in the art that this embodiment may include multiple vacuum lumens and multiple delivery lumens to maximize the effectiveness of the present invention.

【００８６】 図３９を参照すると、電気エネルギー組織除去および薬剤送達デバイス２００
”の代替の例示的な実施形態が示されており、ここで、薬剤は、組織壁に直接送
達され、そしてチャネルの周囲の組織内に拡散し得る。図２３の実施形態と同様
に、２つの送達管腔２１２ａ’および２１２ｂ’が提供され、各々が、それぞれ
の出口２１４ａ’および２１４ｂ’を有する。例示的な実施形態において、出口
２１４ａ’および２１４ｂ’は、このデバイス内で実質的に直径方向に対向し得
る。この実施形態において、真空管腔２１２ｃ’および２１２ｄ’が、デバイス
２００”の本体を通して長手方向に提供され、そしてそれぞれ出口２１４ｃ’お
よび２１４ｄ’と連絡している。出口２１４ｃ’および２１４ｄ’もまた、互い
に直径方向に対向し得る。真空管腔２１２ｃ’および２１２ｄ’は、真空源（図
示せず）と連絡し、これは、管腔２１２ｃ’および２１２ｄ’を通して出口２１
４ｃ’および２１４ｄ’へと真空を提供して、組織チャネル壁を出口２１４ｃ’
および２１４ｄ’に対して引き上げる。これらが近接していることに起因して、
組織壁を出口２１４ａ’および２１４ｂ’に対して上向きに引くための十分な真
空がまた、提供され得る。次いで、薬剤２５２は、図４０に示されるように、送
達管腔２１２ａ’および２１２ｂ’を通して出口２１４ａ’および２１４ｂ’へ
と、そしてチャネルの組織壁内へと直接提供され得る。図示される実施形態にお
いて、出口２１４ａ’および２１４ｂ’は、出口２１４ｃ’および２１４ｄ’に
対して遠位である。しかし、出口は、２１４ｃ’および２１４ｄ’が出口２１４
ａ’および２１４ｂ’の遠位であるように構成すること、ならびに送達管腔およ
び真空管腔をそれに従って構成することもまた、可能である。図３０〜３８の実
施形態を用いる場合と同様に、この実施形態もまた、薬剤が、薬剤を全身に洗浄
除去することなく、チャネルの周囲の組織内に拡散することを可能にする。Referring to FIG. 39, an electrical energy tissue removal and drug delivery device 200.
"Alternative exemplary embodiment of" is shown where the drug may be delivered directly to the tissue wall and diffuse into the tissue surrounding the channel. Similar to the embodiment of Figure 23, 2 Two delivery lumens 212a 'and 212b' are provided, each having a respective outlet 214a 'and 214b'. In the exemplary embodiment, outlets 214a 'and 214b' are substantially diameter within the device. In this embodiment, vacuum lumens 212c 'and 212d' are provided longitudinally through the body of the device 200 "and communicate with outlets 214c 'and 214d', respectively. The outlets 214c 'and 214d' may also be diametrically opposed to each other. Vacuum lumens 212c 'and 212d' communicate with a vacuum source (not shown), which passes through lumens 212c 'and 212d' to outlet 21.
A vacuum is provided to 4c 'and 214d' to allow the tissue channel wall to exit the outlet 214c '.
And 214d '. Due to their proximity,
Sufficient vacuum may also be provided to pull the tissue wall upwards against outlets 214a 'and 214b'. Agent 252 may then be provided through delivery lumens 212a 'and 212b' to outlets 214a 'and 214b' and directly into the tissue wall of the channel, as shown in FIG. In the illustrated embodiment, outlets 214a 'and 214b' are distal to outlets 214c 'and 214d'. However, the outlets are 214c 'and 214d'
It is also possible to configure distal of a'and 214b ', and to configure the delivery lumen and vacuum lumen accordingly. As with the embodiment of FIGS. 30-38, this embodiment also allows the drug to diffuse into the tissue surrounding the channel without washing the drug systemically.

【００８７】 レーザー切除または高周波数電気エネルギーによって、組織を除去して穴また
はチャネルを形成することに加えて、穴またはチャネルは、熱チップまたは生検
針を用いて機械的にか、超音波によってか、あるいは高圧の水を用いて水力的に
、形成され得る。薬剤は、増殖因子であり得、これは、多くの形態をとり得る。
例えば、増殖因子は、タンパク質溶液として送達され得る。あるいは、増殖因子
は、フィブリン、コラーゲン、または血漿と混合されて、細胞マトリックスゲル
を形成し得る。増殖因子はまた、生体適合性マトリックスを使用して、半固体に
混合され得る。さらに、増殖因子は、圧力下で噴霧された形態で、組織に送達さ
れ得る。薬剤はまた、上記増殖因子をコードする遺伝子、あるいは新脈管形成を
促進する他の任意の治療剤もしくは遺伝子治療剤、または心臓血管疾患の処置の
ための任意の治療剤であり得る。どの形態が使用され得ても、新脈管形成を促進
する増殖因子溶液は、送達管腔を通して投与されて、新脈管形成プロセスを増強
および加速する。増殖因子溶液は、例えば、空気力システム、機械的システム（
例えば、プランジャーを備える注射器型のシステム）、水力システム（例えば、
流体または気体を使用する）、あるいは重力システムを使用して、チャネルおよ
び／または組織内に駆動され得る。In addition to removing tissue to form holes or channels by laser ablation or high frequency electrical energy, the holes or channels may be mechanically using a thermal tip or biopsy needle, or ultrasonically. Alternatively, it may be hydraulically formed using high pressure water. The drug can be a growth factor, which can take many forms.
For example, growth factors can be delivered as a protein solution. Alternatively, growth factors can be mixed with fibrin, collagen, or plasma to form a cell matrix gel. Growth factors can also be mixed into a semi-solid using a biocompatible matrix. In addition, growth factors can be delivered to tissue in a nebulized form under pressure. The agent can also be the gene encoding the growth factor, or any other therapeutic or gene therapeutic agent that promotes angiogenesis, or any therapeutic agent for the treatment of cardiovascular disease. Whatever form may be used, the growth factor solution that promotes angiogenesis is administered through the delivery lumen to enhance and accelerate the angiogenic process. Growth factor solutions are, for example, aerodynamic systems, mechanical systems (
For example, a syringe-type system with a plunger), a hydraulic system (for example,
Fluids or gases) or gravity systems can be used to drive channels and / or tissues.

【００８８】 当業者は、上記本発明の実施形態が本発明の例示であり、そして本発明の範囲
をこれらの具体的に図示および説明した実施形態に限定しないことを、理解する
。本発明の範囲は、記載した実施例によってではなく、添付の特許請求の範囲お
よびそれらの法律的な均等物の観点によって決定される。さらに、例示的な実施
形態は、多数の変更および改変がなされ得る基礎の形態を提供し、これらの変更
および改変もまた、添付の特許請求の範囲に規定される本発明の範囲内である。Those skilled in the art will appreciate that the above-described embodiments of the present invention are exemplary of the present invention and are not intended to limit the scope of the present invention to these specifically illustrated and described embodiments. The scope of the invention is determined by the appended claims and their legal equivalents, rather than by the examples described. Furthermore, the exemplary embodiments provide a base form upon which numerous changes and modifications can be made, which are also within the scope of the invention as defined in the appended claims.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】 図１は、本発明の組織ドリルの例示的な実施形態の斜視図である。[Figure 1]   FIG. 1 is a perspective view of an exemplary embodiment of a tissue drill of the present invention.

【図１Ａ】 図１Ａは、図１の線１Ａに沿った本発明の例示的な光ファイバーの断面図であ
る。FIG. 1A is a cross-sectional view of an exemplary optical fiber of the present invention taken along line 1A of FIG.

【図２Ａ】 図２Ａは、本発明の例示的な組織ドリルの概略図であり、引き込まれた位置に
おいて光ファイバーを受容するハンドピースを図示している。FIG. 2A is a schematic view of an exemplary tissue drill of the present invention, illustrating a handpiece that receives an optical fiber in a retracted position.

【図２Ｂ】 図２Ｂは、図２Ａと同様な概略図であり、前進位置における光ファイバーを図
示している。2B is a schematic view similar to FIG. 2A, illustrating the optical fiber in the advanced position.

【図３Ａ】 図３Ａは本発明の組織ドリルの例示的なハンドピースの概略図であり、分解し
たハンドピースを図示している。FIG. 3A is a schematic view of an exemplary handpiece of a tissue drill of the present invention, illustrating the disassembled handpiece.

【図３Ｂ】 図３Ｂは、図３Ａと同様な概略図であり、組み立てたハンドピースを図示して
いる。FIG. 3B is a schematic diagram similar to FIG. 3A, illustrating the assembled handpiece.

【図４】 図４は、本発明の例示的な光ファイバーの概略図であり、この光ファイバーの
出口部分の偏心の構成を特に図示している。FIG. 4 is a schematic diagram of an exemplary optical fiber of the present invention, specifically illustrating the eccentric configuration of the exit portion of the optical fiber.

【図５】 図５は、図４に図示される光ファイバーの端部表面の概略図である。[Figure 5]   FIG. 5 is a schematic view of the end surface of the optical fiber illustrated in FIG.

【図６】 図６は、本発明の別の例示的な光ファイバーの概略図である。[Figure 6]   FIG. 6 is a schematic diagram of another exemplary optical fiber of the present invention.

【図７】 図７は、図６に図示される光ファイバーの端部表面の概略図である。[Figure 7]   FIG. 7 is a schematic view of the end surface of the optical fiber shown in FIG.

【図８】 図８は、本発明の光ファイバーの例示的な端部表面の概略図であり、放射され
るレーザーエネルギーと端部表面の位置との間の関係を特に図示している。FIG. 8 is a schematic diagram of an exemplary end surface of an optical fiber of the present invention, specifically illustrating the relationship between the emitted laser energy and the position of the end surface.

【図９】 図９は、本発明の例示的なレーザーエネルギー源の模式図である。[Figure 9]   FIG. 9 is a schematic diagram of an exemplary laser energy source of the present invention.

【図１０Ａ】 図１０Ａは、本発明の例示的な組織ドリルの模式図であり、組織ドリルを実施
する好ましい組織穿孔手順の工程を特に図示している。FIG. 10A is a schematic diagram of an exemplary tissue drill of the present invention, specifically illustrating the steps of a preferred tissue drilling procedure for performing tissue drilling.

【図１０Ｂ】 図１０Ｂは、図１０Ａと同様な図であり、組織穿孔手順における次の工程を図
示している。FIG. 10B is a view similar to FIG. 10A and illustrates the next step in the tissue perforation procedure.

【図１０Ｃ】 図１０Ｃは、図１０Ｂと同様な図であり、組織穿孔手順における別の次の工程
を図示している。FIG. 10C is similar to FIG. 10B and illustrates another next step in the tissue perforation procedure.

【図１０Ｄ】 図１０Ｄは、図１０Ｃと同様な図であり、組織穿孔手順におけるさらに別の次
の工程を図示している。FIG. 10D is a view similar to FIG. 10C, illustrating yet another next step in the tissue perforation procedure.

【図１１】 図１１は、穴が本発明の例示的な方法に従って穿孔された組織の概略図である
。FIG. 11 is a schematic view of tissue in which holes have been drilled according to an exemplary method of the present invention.

【図１２】 図１２は、穴が本発明の別の例示的な方法に従って穿孔された組織の概略図で
ある。FIG. 12 is a schematic view of tissue with holes drilled according to another exemplary method of the present invention.

【図１３】 図１３は、本発明に従って構成される例示的な薬剤送達システムの斜視図であ
る。FIG. 13 is a perspective view of an exemplary drug delivery system constructed in accordance with the present invention.

【図１４】 図１４は、本発明の薬剤送達システムにおける使用のための、例示的な切除お
よび注入デバイスの概略断面図である。FIG. 14 is a schematic cross-sectional view of an exemplary ablation and injection device for use in the drug delivery system of the present invention.

【図１５】 図１５は、図１４で図示される切除および注入の端部表面の概略図を示してい
る。15 shows a schematic view of the end surface of the ablation and injection illustrated in FIG.

【図１６】 図１６は、本発明の薬剤送達システムにおける使用のための、例示的なレーザ
ーエネルギーおよび薬剤源の模式図である。FIG. 16 is a schematic diagram of an exemplary laser energy and drug source for use in the drug delivery system of the present invention.

【図１７Ａ】 図１７Ａは、本発明の例示的な薬剤送達システムの模式図であり、本発明の好
ましい薬剤送達手順の工程を特に図示している。FIG. 17A is a schematic diagram of an exemplary drug delivery system of the invention, specifically illustrating the steps of a preferred drug delivery procedure of the invention.

【図１７Ｂ】 図１７Ｂは、図１７Ａと同様な図であり、薬剤送達手順における次の工程を図
示している。FIG. 17B is a view similar to FIG. 17A and illustrates the next step in the drug delivery procedure.

【図１８】 図１８は、本発明に従う組織除去、および薬剤送達システムの斜視図であり、
本発明の結合アセンブリを特に図示している。FIG. 18 is a perspective view of a tissue removal and drug delivery system according to the present invention,
Fig. 2 specifically illustrates the coupling assembly of the present invention.

【図１９】 図１９は、概略的に示される薬剤注入および薬剤供給ユニットを有する、図１
８の線１９−１９に沿った例示的な結合アセンブリの断面図である。FIG. 19 FIG. 19 with a drug infusion and drug delivery unit shown schematically.
20 is a cross-sectional view of the exemplary coupling assembly taken along line 19-19 of FIG.

【図２０】 図２０は、本発明の薬剤送達システムにおける使用のための、例示的な切除お
よび注入デバイスの代替の実施形態の概略図である。FIG. 20 is a schematic illustration of an alternative embodiment of an exemplary ablation and injection device for use in the drug delivery system of the present invention.

【図２１】 図２１は、本発明の薬剤送達システムにおける使用のための、例示的な切除お
よび注入デバイスの別の実施形態の概略図である。FIG. 21 is a schematic illustration of another embodiment of an exemplary ablation and infusion device for use in the drug delivery system of the present invention.

【図２２】 図２２は、高周波電気エネルギーを用いて組織を除去するために特に構成され
る、本発明の組織除去および薬剤送達デバイスの断面図である。FIG. 22 is a cross-sectional view of a tissue removal and drug delivery device of the present invention specifically configured for removing tissue using high frequency electrical energy.

【図２３】 図２３は、本発明の組織除去および薬剤送達デバイスの代替の実施形態の断面
図である。FIG. 23 is a cross-sectional view of an alternative embodiment of the tissue removal and drug delivery device of the present invention.

【図２４】 図２４は、図２２または図２３のデバイスを組み込んだ組織除去手順の工程の
模式図であり、特に、本発明に従って高周波電気エネルギーを用いて組織を除去
する。FIG. 24 is a schematic diagram of the steps of a tissue removal procedure that incorporates the device of FIG. 22 or FIG. 23, in particular using high frequency electrical energy to remove tissue according to the present invention.

【図２５】 図２５は、本発明の薬剤送達工程の概略図であり、組織において形成される穴
またはチャネルを取り囲む組織への薬剤の送達を特に図示している。FIG. 25 is a schematic representation of the drug delivery process of the present invention, specifically illustrating the delivery of drug to the tissue surrounding the holes or channels formed in the tissue.

【図２６】 図２６は、本発明に従う電気エネルギー組織除去および薬剤送達デバイスの別
の実施形態の断面図である。FIG. 26 is a cross-sectional view of another embodiment of an electrical energy tissue removal and drug delivery device according to the present invention.

【図２７】 図２７は、本発明の薬剤送達システムの別の実施形態の概略図であり、旋条を
有するカテーテル内で受容される切除および注入デバイスを特に図示している。FIG. 27 is a schematic illustration of another embodiment of the drug delivery system of the present invention, specifically illustrating the ablation and infusion device received within a catheter having a ridge.

【図２８】 図２８は、図２７の薬剤送達システムの断面図である。FIG. 28   28 is a cross-sectional view of the drug delivery system of FIG.

【図２９】 図２９は、図２７の薬剤送達システムにおける使用のための、旋条を有する例
示的なカテーテルの展開図である。FIG. 29 is an exploded view of an exemplary catheter with ridges for use in the drug delivery system of FIG. 27.

【図３０】 図３０は、本発明の例示的な薬剤送達システムの概略図であり、ハンドピース
のヘッド部分の周辺の針を図示している。FIG. 30 is a schematic view of an exemplary drug delivery system of the present invention, illustrating the needle around the head portion of the handpiece.

【図３１】 図３１は、図３０のヘッド部分の端部表面の概略図である。FIG. 31   31 is a schematic view of the end surface of the head portion of FIG.

【図３２】 図３２は、図３０の実施形態の概略図であり、本発明の好ましい薬剤送達手順
の工程を特に図示している。32 is a schematic diagram of the embodiment of FIG. 30, particularly illustrating the steps of a preferred drug delivery procedure of the present invention.

【図３３】 図３３は、ハンドピースのヘッド部分の別の例示的な実施形態の概略図であり
、このヘッド部分の周辺のノズルを図示している。FIG. 33 is a schematic diagram of another exemplary embodiment of a head portion of a handpiece, illustrating nozzles around the head portion.

【図３４】 図３４は、ハンドピースのヘッド部分のさらに別の例示的な実施形態の端面図
であり、このハンドピースのヘッド部分の周辺のポートを図示している。FIG. 34 is an end view of yet another exemplary embodiment of a head portion of a handpiece, illustrating ports around the head portion of the handpiece.

【図３５】 図３５は、単一送達管腔を利用する本発明の組織除去および薬剤送達デバイス
の代替の実施形態の斜視図である。FIG. 35 is a perspective view of an alternative embodiment of the tissue removal and drug delivery device of the present invention utilizing a single delivery lumen.

【図３６】 図３６は、図３５の実施形態の概略断面図である。FIG. 36   36 is a schematic cross-sectional view of the embodiment of FIG. 35.

【図３７】 図３７は、単一送達管腔を利用する本発明の組織除去および薬剤送達デバイス
のさらに別の実施形態の斜視図である。FIG. 37 is a perspective view of yet another embodiment of the tissue removal and drug delivery device of the present invention utilizing a single delivery lumen.

【図３８】 図３８は、少なくとも１つの真空管腔、および少なくとも１つの送達管腔を利
用する、本発明のデバイスのさらに別の実施形態の概略断面図である。FIG. 38 is a schematic cross-sectional view of yet another embodiment of a device of the invention utilizing at least one vacuum lumen and at least one delivery lumen.

【図３９】 図３９は、本発明の電気エネルギー組織除去および薬剤送達デバイスの代替の
例示的な実施形態の工程の概略断面図である。FIG. 39 is a schematic cross-sectional view of the steps of an alternative exemplary embodiment of the electrical energy tissue removal and drug delivery device of the present invention.

【図４０】 図４０は、図３９の実施形態の概略断面図であり、本発明の好ましい薬剤送達
手順の工程を特に図示している。FIG. 40 is a schematic cross-sectional view of the embodiment of FIG. 39, specifically illustrating the steps of a preferred drug delivery procedure of the present invention.

【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書[Procedure for Amendment] Submission for translation of Article 34 Amendment of Patent Cooperation Treaty

【提出日】平成１４年１月２５日（２００２．１．２５）[Submission date] January 25, 2002 (2002.25)

【手続補正１】[Procedure Amendment 1]

【補正対象書類名】明細書[Document name to be amended] Statement

【補正対象項目名】００１３[Correction target item name] 0013

【補正方法】変更[Correction method] Change

【補正の内容】[Contents of correction]

【００１３】 多くの外科適用において、できるだけ大きな穴を穿孔することが望ましくあり
得る。例えば、虚血性心筋層の処置において、より大きな直径を有する穴は、よ
り大きな内表面積を有し；従って、より多くの血液が、虚血組織中に灌流し得る
。レーザー切除を用いて比較的大きな穴（例えば、約１ｍｍ）を穿孔する際の困
難性は、レージングプレナム（ｌａｓｉｎｇ ｐｌｅｎｕｍ）の面積が穴の直径
の増加と共に指数的に増加することである（レージングプレナム（ｌａｓｉｎｇ
ｐｌｅｎｕｍ）は、放射レーザーエネルギーに供される穴の「底（ｂｏｔｔｏ
ｍ）」と定義される）。例えば、０．５ｍｍ直径を有する穴のレージングプレナ
ムの面積と１ｍｍ直径の穴のレージングプレナムの面積との間の比は、４である
。従来の実施は、より大きな穴を形成するために光ファイバーの直径（従ってレ
ーザービームの直径）を増加させてきた。レーザーの出力もまた増加され得る。
しかし、レーザービームの直径の増加は、放射されるエネルギー量の増加をもた
らし、従って、周囲の組織の外傷を増加させる。さらに、レーザーエネルギーの
出力は、光ファイバーの容量を上回るまで、特定の点まで増加され得るのみであ
る。ＥＰ−Ａ−８５３，９２１、ＷＯ−Ａ−９９／３９６２４、ＷＯ−Ａ−９９
／４４５１６、ＷＯ−Ａ−９８／１９６１４およびＷＯ−Ａ−９６／３５４９６
は全て、心臓内薬物送達および／または経心筋層血管再生に有用であり得るシス
テムを記載する。In many surgical applications it may be desirable to drill as large a hole as possible. For example, in the treatment of ischemic myocardium, holes with larger diameter have larger internal surface area; thus, more blood can perfuse into ischemic tissue. A difficulty in drilling relatively large holes (eg, about 1 mm) using laser ablation is that the area of the lasing plenum increases exponentially with increasing hole diameter (lasing plenum. (Lasing
The plenum is the "botto" of the hole that is subjected to radiant laser energy.
m) ”)). For example, the ratio between the area of a lasing plenum for a hole having a diameter of 0.5 mm and the area of a lasing plenum for a hole of 1 mm diameter is 4. Conventional practice has increased the diameter of the optical fiber (and thus the diameter of the laser beam) to create larger holes. The power of the laser can also be increased.
However, increasing the diameter of the laser beam results in an increase in the amount of energy emitted, thus increasing trauma to the surrounding tissue. Moreover, the output of laser energy can only be increased to a certain point until the capacity of the optical fiber is exceeded. EP-A-853,921, WO-A-99 / 39624, WO-A-99
/ 44516, WO-A-98 / 19614 and WO-A-96 / 35496.
All describe systems that may be useful for intracardiac drug delivery and / or transmyocardial revascularization.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ａ６１Ｂ 18/20 Ａ６１Ｂ 17/39 ３１０ (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ， ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ， ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，Ｃ Ｒ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ， ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，Ｋ Ｚ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ， ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，Ｓ Ｋ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 ボボ， ドン ジュニア アメリカ合衆国 カリフォルニア 92706， サンタ アナ， エヌ． バレンシア 2520 Ｆターム(参考） 4C026 AA01 AA02 DD03 DD05 FF17 FF21 FF22 FF58 FF59 4C060 FF01 FF25 KK03 KK09 KK13 MM24 MM25 4C167 AA02 AA05 BB02 BB08 BB09 BB26 BB31 BB39 BB40 BB42 BB47 CC08 CC19 CC29 DD01 GG16 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (51) Int.Cl. 7 Identification code FI theme code (reference) A61B 18/20 A61B 17/39 310 (81) Designated country EP (AT, BE, CH, CY, DE, DK) , ES, FI, FR, GB, GR, IE, IT, LU, MC, NL, PT, SE), OA (BF, BJ, CF, CG, CI, CM, GA, GN, GW, ML, MR) , NE, SN, TD, TG), AP (GH, GM, KE, LS, MW, SD, SL, SZ, TZ, UG, ZW), EA (AM, AZ, BY, KG, KZ, MD, RU, TJ, TM), AE, AL, AM, AT, AU, AZ, BA, BB, BG, BR, BY, CA, CH, CN, CR, CU, CZ, DE, K, DM, EE, ES, FI, GB, GD, GE, GH, GM, HR, HU, ID, IL, IN, IS, JP, KE, KG, KP, KR, KZ, LC, LK, LR , LS, LT, LU, LV, MA, MD, MG, MK, MN, MW, MX, NO, NZ, PL, PT, RO, RU, SD, SE, SG, SI, SK, SL, TJ, TM, TR, TT, TZ, UA, UG, UZ, VN, YU, ZA, ZW (72) Inventor Bobo, Don Jr. United States California 92706, Santa Ana, En. Valencia 2520 F Term (Reference) 4C026 AA01 AA02 DD03 DD05 FF17 FF21 FF22 FF58 FF59 4C060 FF01 FF25 KK03 KK09 KK13 MM24 MM25 4C167 AA02 AA05 BB02 CC08 DD0801 BB39 CC47 BB08 BB08

Claims (10)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 薬剤送達システムであって： 組織を取り除くため、および組織中にチャネルを供給するためのエネルギーを
供給するための、エネルギー源； 組織係合表面、および該チャネルを取り囲む該組織に薬剤を供給するための手
段を有する薬剤源；ならびに、 該エネルギー源と該薬剤源とを連結するための入口端、および該薬剤を放射し
、そして送達するための遠位部分に配置される出口端を有する、エネルギー伝達
および薬剤送達部材、 を備える、システム。1. A drug delivery system comprising: an energy source for removing energy from and for supplying energy to supply a channel into the tissue; a tissue engaging surface and the tissue surrounding the channel. A drug source having means for delivering the drug; and an inlet end for connecting the energy source and the drug source, and an outlet disposed in the distal portion for emitting and delivering the drug An energy transfer and drug delivery member having an end. 【請求項２】 前記チャネルを取り囲む組織に薬剤を供給するための前記手
段が、前記薬剤源の組織係合表面において１つ以上の針を備える、請求項１に記
載の薬剤送達システム。2. The drug delivery system of claim 1, wherein the means for delivering a drug to the tissue surrounding the channel comprises one or more needles at a tissue engaging surface of the drug source. 【請求項３】 前記チャネルを取り囲む前記組織に薬剤を供給するための前
記手段が、該薬剤を噴霧するように適合された１つ以上のノズルを備える、請求
項１に記載の薬剤送達システム。3. The drug delivery system of claim 1, wherein the means for delivering a drug to the tissue surrounding the channel comprises one or more nozzles adapted to spray the drug. 【請求項４】 前記チャネルを取り囲む前記組織に薬剤を供給するための前
記手段が、１つ以上のポートを備える、請求項１に記載の薬剤送達システム。4. The drug delivery system of claim 1, wherein the means for delivering a drug to the tissue surrounding the channel comprises one or more ports. 【請求項５】 前記チャネルを取り囲む前記組織に薬剤を供給するための前
記手段が、環状多岐管を通って１つ以上の部分と連絡している単一薬剤送達管腔
を備える、請求項４に記載の薬剤送達システム。5. The means for delivering a drug to the tissue surrounding the channel comprises a single drug delivery lumen in communication with one or more portions through an annular manifold. The drug delivery system according to. 【請求項６】 前記管腔が角張った外形を有する、請求項５に記載の薬剤送
達システム。6. The drug delivery system of claim 5, wherein the lumen has an angular profile. 【請求項７】 請求項１に記載の薬剤送達システムであって、該薬剤送達シ
ステムは、該システムを真空に供するための真空源、前記エネルギー源と前記薬
剤源と該真空源とを連結するための入口端、および遠位部分に配置される出口端
を有する、エネルギー伝達および薬剤送達部材をさらに備え、該エネルギー伝達
および薬剤送達部材は： 該真空源と連絡している少なくとも第一真空管腔、および該薬剤源と流体連絡
している少なくとも第一薬剤送達管腔；ならびに、 該遠位部分に対して近位であり、そして互いに近接する少なくとも２つのポー
ト、 を備え、該ポートが前記組織を真空を供するための該真空管腔と流体連絡する少
なくとも第一真空ポート、および該組織内に直接的に薬剤を注入するための該薬
剤送達管腔と流体連絡している少なくとも第一送達ポートをさらに備える、 システム。7. The drug delivery system according to claim 1, wherein the drug delivery system connects a vacuum source for subjecting the system to a vacuum, the energy source, the drug source and the vacuum source. An energy transfer and drug delivery member having an inlet end for receiving, and an outlet end disposed on the distal portion, the energy transfer and drug delivery member comprising: at least a first vacuum lumen in communication with the vacuum source. And at least a first drug delivery lumen in fluid communication with the drug source; and at least two ports proximal to the distal portion and proximate to each other, the port comprising: At least a first vacuum port in fluid communication with the vacuum lumen for providing a vacuum, and in fluid communication with the drug delivery lumen for injecting a drug directly into the tissue The system further comprising at least a first delivery port. 【請求項８】 請求項７の薬剤送達システムであって： 前記真空源と連絡している第二真空管腔； 前記薬剤源と流体連絡している第二薬剤送達管腔； 前記組織を真空に供するための該第二真空管腔と連絡している、第二真空ポー
ト；および、 該組織内に直接的に薬剤を注入するための該薬剤送達管腔と流体連絡している
、第二送達ポート、 をさらに備える、システム。8. The drug delivery system of claim 7, wherein: a second vacuum lumen in communication with the vacuum source; a second drug delivery lumen in fluid communication with the drug source; A second vacuum port in communication with the second vacuum lumen for providing; and a second delivery port in fluid communication with the drug delivery lumen for injecting a drug directly into the tissue The system further comprising: 【請求項９】 前記送達ポートが、前記送達部材上で互いに対して実質的に
正反対に対向している、請求項８の薬剤送達システム。9. The drug delivery system of claim 8, wherein the delivery ports are substantially diametrically opposed to each other on the delivery member. 【請求項１０】 前記真空ポートが、前記送達部材上で互いに対して実質的
に正反対に対向している、請求項８の薬剤送達システム。10. The drug delivery system of claim 8, wherein the vacuum ports are substantially diametrically opposed to each other on the delivery member.
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