JP3493464B2 - 血管の間に通路を生成するためのカテーテル装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、生体内での使用に関して改善されたカテー
テル装置、特に、血管の間の動静脈（arteriovenous）
通路もしくは静静脈（venovenous）通路を生成させるた
めのカテーテル装置に関する。

従来技術及びその課題 カテーテルは、液体を導入もしくは除去する；医学的
装置を埋め込む目的上；または診断的検査もしくは治療
的介入を実施するため、血管もしくは中空の器官に導入
される長い可撓性管である。カテーテルは、慣習的に知
られかつ頻繁に使用され；また、形状、設計および特定
の特徴において極めて多様である幅広い範囲および多様
性のカテーテルが利用可能である。

典型的には、カテーテルは、２個の別個の独特の端を
もつ固定された軸方向長さの長細い管である。一端は身
体に挿入されるように設計されかつ工作され；他端は一
般に身体の外側に残存し、そしてそのように設計され
る。大部分のカテーテルは、多様な範囲のワイヤ、棒
材、液体、気体、伝達エネルギー、光ファイバおよび特
別に設計された医用器具の要求あり次第の通過を可能に
するのに十分な容積の最低１個の内管腔を有する。

誘導する可撓性カテーテルを構築するための基礎的な
原理および要件は、関連する技術分野における慣習的知
識として存在し；そして、不可欠な情報の全ては公知で
あり、幅広く広められ、そして多様な権威ある教科書
（text）に刊行される。医学的および技術的文献は、か
ように、周到な知識、ならびに、慣習的カテーテルの診
断的および治療的用途ならびに普遍的に使用されるカテ
ーテル法技術の理解を提供する。以下は現在公けに入手
可能な多様な出発物の単に代表であり、このそれぞれは
引用によりここにはっきりと組み込まれる。すなわち、 Diagnostic And Therapeutic Cardiac Catheterizati
on、第２版（ペパイン（Pepine）、ヒル（Hill）とラン
バート（Lambert）、編）、ウィリアムズ アンド ウ
ィルキンズ（Williams ＆ Willkins）、1994およびその
中に引用される参考文献； A Practical Guide To Cardiac Pacing、第４版（モ
ーゼス（Moses）ら、編）、リトル、ブラウン、アンド
カンパニー（Little,Brown,and Company）、1995およ
びその中に引用される参考文献； Abrams Angiography、第３版（エイブラムス（H.L.Ab
rams）、編）、リトル、ブラウン アンド カンパニー
（Little,Brown ＆ Co.）、1983; Dialysis Therapy、第２版（ニッセンソン（Nissenso
n）とファイン（Fine）、編）、ハンリー アンド ベ
ルファス インク（Hanley ＆ Belfus Inc.）、1992;な
らびに Handbook of Dialysis、第２版（ダウギルダス（Daug
irdas）とイング（Ing）、編）、リトル、ブラウン ア
ンド カンパニー（Litle,Brown ＆ Co.）、1994。

かように、慣習的カテーテル構築物の確立された原理
に従い、カテーテルの軸方向長さは１個の単一層もしく
は組み合わせの数個の層から成りうる。大部分の多層構
築物において、１個の中空の管が別の管の上を引き伸ば
されて接着層を形成し；そして、個々の層の成分は一体
の構築物としてのカテーテルの全体の特徴を決定する。
多くの多層カテーテルはテフロンの内管を含んで成り、
これを覆ってナイロン、ダクロン（Dacron）織物、もし
くはステンレス鋼のブレードの別の層がある。ポリエチ
レンもしくはポリプロピレンの管は、典型的には、その
後加熱され、そして２個の内層の上に押出されて、第三
の外層として堅固な接着層を形成する。他のカテーテル
構築物は、ステンレス鋼のブレードの層により覆われる
ポリウレタンの内コアーおよびポリウレタンで形成され
る第三の外側外被層から成りうる。

加えて、主としてそれらの個々の管腔の間の大きさお
よび空間の関係において異なる多数の二重管腔カテーテ
ルが今日既知である。典型的には、二重管腔カテーテル
は、１個の小さな直径の管がより大きな直径の管の内容
積（volume）を通って軸方向に伸長する２個の同軸に位
置を決められる管腔；または、カテーテルが単一の大直
径の管でありそして内容積を２個の等しいもしくは不同
の内管腔に分割する中央に配置される内隔壁を有する；
または、カテーテル管の素材物質がカテーテルの軸方向
長さにわたって平行して存する不同の容積の２個の内管
腔としてはたらく異なる直径の２個の別個のボア穴を含
有する、のような多くの異なる形態をとり得る。これら
の変形物の全ては、類似のもしくは同一の全体の直径の
大きさを有するカテーテルの多様な二重管腔構築物を提
示する。

カテーテルは、一般に、外径および内径ならびに長さ
によりある大きさに作られる。内径は実際の直径により
（1000分の１インチもしくはミリメートルもしくはフレ
ンチの大きさで）いずれかに特定される。多くのより新
しい薄壁カテーテルのデザインは、以前に達成されてい
たよりずっと大きな、外径に対する内管腔容積の比を提
供し；これはずっとより大きな容積を適応させ得そして
ずっとより大きな大きさに作られた物品の内管腔を通っ
ての通過を可能にし得るカテーテルをもたらした。外径
は、典型的には、ミリメートルでのカテーテルの実際の
直径を3.1415（π）の係数により掛けることにより得ら
れるフレンチの大きさで表現される。反対に、伝統的な
習慣により、ミリメートルでのいかなるカテーテルの実
際の大きさも、そのフレンチの大きさをπの係数により
割ることにより算出されうる。大きさの使用の具体的な
説明として、４から８までのフレンチの大きさが、現
在、診断的血管造影法に使用される。加えて、標準的な
薄壁かつ超高流量カテーテル構築物の設計の間の変動の
ため、幅広い多様性の外および内管腔直径の大きさが、
今日、存在する。

専門化された医学的処置およびとりわけ解剖学的領域
において効果的に実施するために、特別の範疇もしくは
分類のカテーテルが開発されている。現在既知の特定の
型のカテーテルのなかには、腹膜透析に使用されかつ血
液からの代謝副産物の除去のために透析物の流入および
流出を提供する腹膜カテーテル；尿の除去のため膀胱、
尿道もしくは直接腎盂に導入される急性および慢性の尿
カテーテル；中心静脈カテーテルは内頸静脈もしくは鎖
骨下静脈への挿入のため設計され；右心カテーテル法の
ため特別に設計された、クーナン（Cournand）およびス
ワン・ガンツ（Swan−Ganz）カテーテルのような右心カ
テーテル；卵円窩で心房中隔を通って右心房から左心房
まで横断するために特別に開発された経中隔（transept
al）カテーテル；右もしくは左心室造影および主要血管
のいずれかにおける血管造影に使用される血管造影カテ
ーテル；ソーンズ（Sones）、ジュドキンス（Judkin
s）、アンプラッツ（Amplats）、多目的、およびバイパ
ス移植片のカテーテルを包含する多様な一連のグループ
分けを包含する冠動脈造影カテーテル；ならびに、特定
の目的および医学的状況のため開発された多くの他者、
がある。

伝統的なカテーテルの使用の具体的に説明するおよび
代表する一例は、血液透析すなわち腎が疾患もしくは傷
害により損なわれる場合にそれにより余分の水および毒
性代謝物が透析器械により血液から除去される過程の医
学的特殊性により提供される。従って、腎の機能不全
（insufficiency）すなわち不全（failure）の概要の再
検討、血液透析の技術、および器械透析における専門化
されたカテーテルの役割は、慣習的限界を立証しかつ証
明することができる。

幅広い多様性の病理学的過程が腎に影響を及ぼし得
る。いくつかは腎機能の急速なしかし一過性の停止をも
たらす。そのように冒される患者において、血液の一時
的な人工的濾過がときに必要である。時間とともに腎機
能は徐々に改善し、そして正常に近づくことができ；そ
して透析は従って通常短い存続期間の間のみ必要とされ
る。腎が回復するのに必要とされる時間は傷害の性質お
よび重篤度に依存することができ、典型的には数日から
数ヶ月まで変動する。かように、急性の状態が３もしく
は４日以上存続する場合、患者はおそらく腎機能の復帰
を待つ間に血液透析を最低１回必要とすることができ
る。

他の病理学的状態は数ヶ月もしくは数年にわたる腎機
能の漸次の悪化をもたらす。これらの患者は代謝物の毒
性の濃度が蓄積する前に極めてかなり長い間費やされ得
る。彼らが透析が必要である段階に達すれば、しかしな
がら、それは通常、彼らの生涯の残りの間必要とされ
る。これらの患者の若干は低レベルの腎濾過を保持し、
そして従って週１回と同じくらい希に血液透析され得
る。多くは完全な腎不全に進行しそして血液透析を各週
に２もしくは３回必要とする。なお他の型の腎の傷害は
一生の透析を必要とする永久の腎不全の迅速な発症をも
たらす。

透液器械は人工腎としてはたらいて、代謝副産物の有
害な濃度を低下させ、また、血液から過剰の水を除去す
る。この器械は本質的には血液ポンプと連続した特別の
フィルターである。このフィルターは２個の血液ライン
を介して患者に連結される。患者から透析器械までの血
液ドレンは輸入ラインを通り；そして容積置換（displa
cement）ポンプはドレナージを援助する吸引を提供す
る。同じポンプが、フィルターにより負わせられる抵抗
を克服するよう血液を加圧する。このフィルターは、血
液路を透析物すなわち濾過された物質を澄ませるのに使
用される特別に緩衝された溶液のものから分離する半浸
透性メンブレンを使用する。所望されない分子は、迅速
に流れる透析物中に半浸透性メンブレンを通って拡散
し、そして尿細管を通って流れる尿のものに類似の様式
でフィルターから運ばれる。このメンブレンは、それを
越えて拡散が起こりうる表面積を増加させるように多く
のひだをつけられたシートもしくは小さな内径の管とし
て組み込まれる。フィルターを出る血液は第二のすなわ
ち輸出血液ラインを通って患者に戻る。

透析を効果的に実施する能力はフィルターを通る血液
の高流量に依存する。さらに、血液は、血管内容積の大
きな変動の血行力学的結果を予防するように、それが引
かれるとすぐに患者に戻されなければならない。従っ
て、輸入および輸出双方の血液通路が、大内径の高流量
血管に挿入された経皮カテーテルによって患者に連結さ
れることが必要である。

腎の回復が予期される患者には経皮静脈内接近（acce
ss）が頻繁に使用される。この技術は大内径の可撓性２
管腔カテーテルを使用する。10フレンチ（おおまかに直
径3mm）あるこのカテーテルを、鎖骨下もしくは内頸静
脈を介して中心静脈循環に導入する。経皮静脈穿刺の配
置をセルジンガー（Seldinger）技術および連続的拡張
とともに使用し；そしてカテーテルの先端を上大静脈お
よび右心房の接合部に位置を決める。あるいは、カテー
テルを大腿静脈中に経皮的に置く。血液を一管腔から引
き、そして他を通って戻す。輸入管腔はカテーテルの先
端から２もしくは３センチメートルで終わり、これは輸
出血液の再循環を阻害する。上大静脈の大きな大きさお
よび高血流量がこの技術での非常に効果的な透析を可能
にする。

しかしながら、不幸なことに、経皮静脈内接近のこの
方法は、長期のもしくは永久の透析を必要とすることが
できる患者に十分適さない。皮膚を白化する外来体（接
近カテーテル）の存在は感染症の大きな危険を伴う。こ
の危険は時間とともに増大し、そして、長期には適用は
禁制である。外来体は血管内の場所（location）にある
ため、感染症は通常、敗血症すなわち血流の感染症に関
連し、これは致死的であり得る。特別のカテーテルが、
敗血症の発生率を低下させるため皮下に数センチメート
ル埋め込まれる、すなわち「トンネルを通される（tunn
eled）」よう設計され；そして、カテーテルを操作する
場合に完全に無菌の技術が使用される（そして皮膚の出
口部位が細心に浄化されそして手当てされる（dresse
d））場合、これらのトンネルを通されたカテーテルは
事件なしに数ヶ月間使用され得る。しかしながら、清潔
な介護にもかかわらず、感染症は広範な使用で不可避で
あり；そして全てのこうしたカテーテルはついには除去
されなければならない。敗血症は別にして、長期の中心
静脈接近はまた、心内膜炎、カテーテルの先端のびらん
からの心穿孔、および上大静脈の血栓症の危険の時間に
関連した増加を伴う。永久のすなわち終生の血液透析を
必要とする患者は、従って、異なる方法で透析器械に取
付けられなければならない。

永久の透析の患者において長期の血管接近を提供する
２方法が案出されている。第一の方法は、上肢において
６もしくは8mmのダクロンもしくはゴアテックスの管移
植片を皮下に外科的に埋め込むことを必要とする。小さ
な横切る切開を近位前腕すなわちしわのすぐ下で行う。
管移植片の一端は上腕動脈の側に、そして他は大肘前静
脈の側に吻合連結される。２個の吻合の間の移植片の本
体は、前腕中央に曲がりのある蹄鉄配置で皮膚のすぐ下
でトンネルを通される。管を通る血液の流れは毛細血管
床を迂回し、そしてそれ自体、非常に低い抵抗の経路を
表す。この外科的に創製された循環系中の「短絡」はシ
ャントと称される。シャントにおける低抵抗性は高血流
量をもたらす。血液透析を実施するために、２個の大内
径の針を、無傷の皮膚を通して移植片管腔に滅菌的に導
入する。これは容易に遂げられ得る。なぜなら、移植片
は、その皮下の場所で容易に触知されるからである。大
管腔および高血流量は透析のための優れたドレナージを
提供する。血液透析が完了した後、針は除去され、従っ
て皮膚に永久の白化が存在しない。患者が透析されるた
びに針が再導入される。

第二の方法はプロテーゼ移植片素材の使用を伴わず、
橈骨動脈と隣接する静脈との間での直接の動静脈通路の
創製を必要とする。再度、毛細管の網状組織が迂回さ
れ、そして循環系中の低抵抗性の「短絡」が結果として
生ずる。通路を通る血流の直接のかつ増大した体積が大
規模の静脈拡張につながる。透析カテーテルが、その
後、拡張された静脈中に導入される。

永久の血液透析のための動静脈通路を創製するため
に、切開を手首で行い、そして橈骨動脈を同定しそして
可動化する。隣接する静脈も同様に可動化する。血管ル
ープもしくは軟クランプ（soft clamp）で血管の単離を
得た後、動脈および静脈を、５ないし8mmの距離の間、
長軸方向に開く。微細なモノフィラメント縫合糸および
拡大された可視化を使用して、動脈切開および静脈切開
を一緒に縫合して、並んだ吻合を創製する（もしくは、
あるいは、静脈の端を動脈の側に縫合する）。この外科
的に創製された連結は、血液が毛細血管床を迂回するこ
とを可能にし、そして前腕静脈を通る劇的に増大された
流量をもたらす。第一の方法のシャント技術と対照的
に、経皮的に入れられ得る、皮膚のすぐ下の容易に触知
可能なプロテーゼ移植片は存在しない。しかしながら、
動静脈通路は手首で実施されるため、薄壁の前腕静脈は
高血流量にさらされ；そして、短い時間にわたってそれ
らの最初の大きさを２〜３倍に拡張する。大規模に拡張
された静脈は容易に同定され、また、シャントについて
上述されたように２個の大内径針により接近され得る。

この２種の外科的技術のそれぞれが相対的な利点およ
び欠点を有する。シャントは、構築するのが単純である
とは言え、外来体の埋め込みを必要とする。針が経皮的
に導入されるたびに皮膚の生物体での移植片の感染の危
険が存在する。感染の危険は内在する静脈内透析カテー
テルについて記述されたほど大きくないが、しかしなお
存在する。無菌技術に細心の注意を払えばこの型のシャ
ントは数年維持され得る。しかしながら、血液透析患者
はしばしば損なわれた免疫系を有し、また、シャント除
去を必要とする感染症は希ではない。プロテーゼシャン
トでみられる第二の問題は、血栓摘出術もしくは修正を
必要とする血栓症のものである。反応がプロテーゼ素材
と血液中の血小板との間で起こり、これは凝固因子の遊
離をもたらす。これらの因子は、静脈の吻合での内膜す
なわち静脈の内張りの異常増殖を刺激する。この異常増
殖が吻合を狭めて移植片を通る減少された流量および血
栓症をもたらす。血液透析患者は、しばしば、血液接近
を維持するため、彼らの生涯を通じて血栓摘出およびシ
ャント修正のための複数の手術を必要とする。

直接の動静脈通路法は、プロテーゼ素材が埋め込まれ
ないことにおいて高度に望ましくかつ有利であり；ま
た、感染症の危険は、従って、劇的に低下される。加え
て、全ての血液運搬表面は生存する内膜で内張りされ、
そして内膜増殖は非常に希である。さらに、生存する組
織で構成される静脈はそれ自身を修理する能力を有し、
そして、広範な使用の後のプロテーゼシャントでときに
みられるように偽性動脈瘤を形成することはよりありそ
うでない。これらの理由から、大部分の外科医は、それ
が技術的に実行可能である場合はこの処置を実施するこ
とを好む。

不幸なことに、多くの患者においては、動静脈通路の
使用は慣習的手段により技術的に可能でない。上述され
たように、橈骨動脈は手首で切開され；また、遠位切開
領域は、より多くの静脈が増大された流量および拡張を
受けることができることにおいて好ましく、血液透析の
針の挿入のためのより可能性のある部位をもたらす。し
かしながら、橈骨動脈はこの遠位の場所でいくぶん小さ
く、これは、とりわけより小さな患者で吻合を技術的に
より要求を厳しくする。さらに、直接の吻合が構築され
なければならないため、比較的大きな静脈が橈骨動脈の
すぐ付近に必要とされ、そしてこれは常に存在するわけ
ではない。代替において、１センチメートル以上離れた
静脈が可動化されそして動脈に引き渡される場合、静脈
のもつれが起こり得、これは低下された流量および早期
の血栓症をもたらす。加えて、静脈の可動化は、薄弱な
脈管の脈管すなわち静脈壁それ自身に血液供給を提供す
る極めて小さい動脈を中断させ、これは静脈壁の線維症
および静脈管腔の狭窄をもたらし得る。これは早期の通
路不全の条件を設定する。

上述された処置のそれぞれは手術室においてなされな
ければならないことにもまた注意せよ。患者の大部分
は、かように、静脈内鎮静を受け、そして術後に回復室
の環境において監視されなければならない。若干は１日
もしくはそれ以上、外科医の好みに従って入院のままで
ある。腎不全のある個人は損なわれた傷の治癒および傷
つけられた免疫機能を表すことが十分知られている。こ
れらの患者は、従って、術後創の合併症を発症する増大
した危険にある。

血液透析の医学的実務により例証されるような専門化
されたカテーテルの慣習的および制限された使用は、か
ように、十分に立証されかつ示される。明らかに、透析
を必要とする長期もしくは生涯の使用の患者のための動
静脈津路の創製の認識された願わしさおよび利点にもか
かわらず、カテーテルの使用は制限されたままでありか
つ主として液体の導入および除去のために使用されてい
る一方、動静脈通路の創製は熟練した外科医の努力のみ
の結果のままである。かように、動静脈通路を生じさせ
るための改善された処置および／もしくはベヒクルの積
年のかつ十分に認識された欲求が存在するとは言え、意
義のある代替は今日まで開発されておらず；また、カテ
ーテルに基づく方法論もしくはプロトコールは、生体内
の動静脈通路の要求あり次第の発生に適するとして構想
されて来なかった。

課題を解決するための手段 本発明に従うと、上記課題を解決するために、 生体内の選ばれた解剖学部位で血管の間に通路を生成
するためのカテーテル装置であって、血管の壁の穴を介
して経皮的に導入され、血管を通って延びるようになっ
ている、血管の間に通路を生成するためのカテーテル装
置において、 生体内の血管の壁に外科的に生成された穴を介して経
皮的に導入される中空鞘と、 該中空鞘を介して血管の壁の穴を介して経皮的に導入
され、次いで、選ばれた解剖学的部位に生体内で血管内
に延びる通路生成血管カテーテルとを具備し、 該通路生成血管カテーテルが、 （ａ）血管の壁の穴を介して入り、次いで、生体内で血
管内に延び、固定された軸方向長さ、近位端、遠位端、
および予め決められた容積の最低１個の内管腔を有する
血管カテーテル管、 （ｂ）血管の壁の穴を介して入り、選ばれた解剖学的部
位への生体内での血管を通っての該血管カテーテル管の
血管内の誘導に適した遠位端管先端、 （ｃ）該血管カテーテル管の該内管腔内に位置決めさ
れ、かつ該遠位端管先端と軸方向に一直線になるように
取付られた磁石手段であって、血管内に配置された磁的
誘引源と近接して配置された場合に、該血管カテーテル
管を位置決めするのに十分な磁力を有する磁石手段、 （ｄ）該磁石手段から分離しておりかつ隣接して、該遠
位端管端において、該血管カテーテル管の該内管腔内に
位置を決められ、かつ該遠位端管先端と軸方向に一直線
に取付られた血管壁穿孔手段であって、生体内で血管内
に配置された磁的誘引源と磁気的に近接した場合に、該
磁石手段の磁力によって血管内の所定位置に調整される
血管壁穿孔手段、および （ｅ）該血管壁穿孔手段が選ばれた解剖学的部位におい
て血管の壁を穿孔して、血管の間で生体内で通路を生成
するように、該血管カテーテル管の該血管壁穿孔手段を
作動する遠隔作動手段 を具備することを特徴とする血管の間に通路を生成する
ためのカテーテル装置 が提供される。

本発明に従うと、上記課題を解決するために、 生体内の選ばれた解剖学部位で血管の間に通路を生成
するためのカテーテル装置であって、血管へ経皮的に導
入され、血管を通って延びるようになっている、血管の
間に通路を生成するためのカテーテル装置において、 個々に、生体内の２つの異なった血管の壁に外科的に
生成された穴を介して経皮的に導入される１対の中空鞘
と、 個々に、該中空鞘を介して血管の壁の穴を介して経皮
的に導入され、次いで、異なった血管内に個々に延びる
１対の通路生成血管カテーテルとを具備し、 該通路生成血管カテーテルの少なくとも１つが、 （ａ）血管の壁の穴を介して入り、次いで、生体内で血
管内に延び、固定された軸方向長さ、近位端、遠位端、
および予め決められた容積の最低１個の内管腔を有する
血管カテーテル管、 （ｂ）血管の壁の穴を介して入り、選ばれた細胞学的部
位への生体内での血管を通っての該血管カテーテル管の
血管内の誘導に適した遠位端管先端、 （ｃ）該遠位端において該血管カテーテル管の該内管腔
内に位置を決められ、かつ該遠位端管先端と軸方向に一
直線になるように取付られた磁石手段であって、血管内
に配置される磁的誘引源と近接して配置された場合に、
該血管カテーテル管を位置決めするのに十分な磁力を有
する磁石手段、 （ｄ）該磁石手段から分離して隣接して該遠位管におい
て該血管カテーテル管の該内管腔内に位置を決められ、
かつ該遠位端管先端と軸方向に一直線に取付られた血管
壁穿孔手段であって、生体内で血管内に配置された磁的
誘引源と近接した場合、該磁石手段の磁力によって血管
内の所定位置に調整される血管壁穿孔手段、および （ｅ）該血管壁穿孔手段が選ばれた解剖学的部位におい
て血管の壁を穿孔して、血管の間で生体内で通路を生じ
させるように、該血管カテーテル管の該血管壁穿孔手段
を作動する遠隔作動手段を備えており、 該１対の通路生成血管カテーテルの他方が、 （ａ）血管の壁の穴を介して入り、次いで、血管内に延
び、固定された軸方向長さ、近位端、遠位端、および予
め決められた容積の最低１個の内管腔を有する血管カテ
ーテル管、および （ｂ）該血管カテーテル管の該内管腔内に位置決めされ
た磁気誘引源を備えている ことを特徴とする血管の間に通路を生成するためのカテ
ーテル装置が提供される。

本発明に従うと、上記課題を解決するために、 生体内の選ばれた解剖学部位で血管の間に通路を生成
するためのカテーテル装置であって、血管へ経皮的に導
入され、血管を通って延びるようになっている、血管の
間に通路を生成するためのカテーテル装置において、 個々に、生体内の２つの異なった血管の壁に外科的に
生成された穴を介して経皮的に導入される１対の中空鞘
と、 個々に、該中空鞘を介して血管の壁の穴を介して経皮
的に導入され、次いで、異なった血管内に個々に延び
る、第１および第２の通路生成血管カテーテルとを具備
し、 該第１の通路生成血管カテーテルが、 （ａ）血管の壁の穴を介して入り、次いで、生体内で血
管に延び、固定された軸方向長さ、近位端、遠位端、お
よび予め決められた容積の最低１個の内管腔を有する第
１の血管カテーテル管、 （ｂ）血管の壁の穴を介して入り、選ばれた解剖学的部
位への該第１の血管カテーテル管の生体内の血管内の誘
導に適した第１の遠位端管先端、 （ｃ）該遠位端での該第１の血管カテーテル管の該内管
腔内に位置を決められ、かつ該第１の遠位端管先端と軸
方向に一直線になるように取付られた第１の磁石手段で
あって、生体内の血管内に配置された磁的誘引源と磁気
的に近接した場合に、該第１の血管カテーテル管を位置
決めするのに十分な磁力を有する第１の磁石手段、 （ｄ）該第１の磁石手段に分離しておりかつ隣接する該
第１の遠位端管端において該第１の血管カテーテル管の
該内管腔内に位置を決められ、かつ該第１の遠位端管先
端と軸方向に一直線に取付られた血管壁穿孔手段の第１
の構成部材であって、該血管壁穿孔手段の該第１の構成
部材と該第１の血管カテーテル管が、生体内で血管内に
配置された磁的誘引源と近接した場合、該磁石手段の磁
力によって血管内の所定位置に調整される血管壁穿孔手
段の第１の構成部材、および （ｅ）選ばれた解剖学的部位において血管の間に通路が
生成されるように、生体内で該第１の血管カテーテル管
の該血管壁穿孔手段の該第１の構成部材を作動する遠隔
作動手段 を備えており、 該第２の通路生成血管カテーテルが、 （ａ）血管の壁の穴を介して入り、次いで、生体内で血
管内に延び、固定された軸方向長さ、近位端、遠位端、
および予め決められた容積の最低１個の内管腔を有する
第２の血管カテーテル管、 （ｂ）血管の壁の穴を介して入り、選ばれた解剖学的部
位への該血管カテーテル管の生体内の血管内の誘導に適
した第２の遠位端管先端、 （ｃ）該第２の遠位端での該第２の血管カテーテル管の
該内管腔内に位置を決められ、かつ該第２の遠位端管先
端と軸方向に一直線になるように取付られた第２の磁石
手段であって、生体内の該第１の血管カテーテルの該第
１の磁石手段に磁気的に近接した場合に、該第２の血管
カテーテル管を血管内の所定位置に調整するのに十分な
磁力の源である第２の磁石手段、および （ｄ）該第２の磁石手段から分離しておりかつ隣接する
該第２の遠位端管端において該第２の血管カテーテル管
内に位置を決められ、かつ該第２の遠位端管先端と軸方
向に一直線に取付られた血管壁穿孔手段の第２の構成部
材であって、該血管壁穿孔手段の該第２の構成部材が、
該第２の血管カテーテル管の該第２の磁石手段の磁力に
よって血管内の所定位置に調整され、選ばれた解剖学的
部位において生体内で血管の間に通路が生成されるよう
に、該血管壁穿孔手段の第１の構成部材と共に作動する
血管壁穿孔手段の第２の構成部材 を備えている ことを特徴とするカテーテル装置 が提供される。

本発明の詳細な記述 本発明は、末梢血管系において隣接して配置される動
脈と静脈とのもしくは隣接して配置される静脈の対の間
で通路を生じさせることができる、経皮的動静脈通路カ
テーテル（以下で「PAVFC」）の装置および方法論であ
る。動静脈（以下で「AV」）通路もしくは静静脈通路
（以下で「VV」）は、理想的には患者の遠位末端（腕も
しくは脚）の親密に連合した血管の間に制御された様式
で創製される。しかしながら、いかなる解剖学的部位で
の使用も可能であり；また、AV（もしくはVV）通路は、
慎重に監視される臨床条件下で、予め選ばれた血管部位
で要求あり次第生じられ得る。こういうように、本発明
は、医師および患者の双方に複数の利点および独特の利
益を提供し、そのいくつかは以下を包含する。

1.本発明はそれ自体外科的処置ではない。それと反対
に、PAVFC装置および方法論は、外科的切開および処置
の使用を避けそして外科的に創製されるAV（およびVV）
通路の必要性を除外する放射線医学的技術である。腎不
全患者のような慢性に疾患の患者は、損なわれた創の治
癒能力を有し；外科手術後、感染症の増大した発生にさ
らされ；そして外科的処置の結果としての出血の大きな
危険にされされることが十分に認識される。本発明は、
外科手術もしくは外科的切開を必要とすることなくAV
（もしくはVV）通路の発生を可能にし、それにより慢性
に疾患の患者の危険を減少させる。加えて、外科的処置
それ自体の回避により、手術室、麻酔科医および外科の
看護スタッフの必要性が事前に回避される。

2.本発明は、外科的処置が不可能でない場合は実施する
ことが困難であるとみられる解剖学的領域におけるAVも
しくはVV通路形成を可能にする。例えば、血液透析にお
いて、AV通路の創製のための外科的接近はしばしば遠位
橈骨動脈に制限される。しかしながら、しばしば、外科
的に接近可能である同じ解剖学的領域において、十分な
大きさの隣接して位置を決められるもしくは親密に連合
した遠位静脈が存在しない。比較すれば、本発明を含ん
で成るPAVFC技術は、末梢血管系において、大部分の例
で伝統的な外科的露出が不可能であるとみられる親密に
連合した動脈と静脈との間で通路を生じさせる。従っ
て、本発明は、要求あり次第のAV通路の発生のための場
所として末端循環のより多い血管部位を利用することを
可能にし、またその可能性を有する。

3.本発明は、AVもしくはVV通路を生じさせる技術を実施
するのに先立ち特定の血管部位の静脈の直径の正確な評
価を提供するための、末端全体での並置された血管の同
定および評価を（好ましくは最も好都合な解剖学的部位
を同定するための血管内超音波の使用により）可能にす
る。外科的吻合に典型的に適さない小直径のもしくは薄
壁を有する末梢血管が容易に位置を突き止められ（loca
ted）、そして今や使用に利用可能となり；そして静脈
血管壁の一部分が動脈（もしくは静脈）に親密に連合し
てありかつこれに隣接して存するかどうかの決定が慣例
的になされ得る。

4.本装置および方法論は、放射線医が、通路を生じさせ
るのに必要な段階の必須の連続物（sequence）を始める
のに先立ち、親密に連合した末梢動脈（もしくは静脈）
の付近に適する静脈が存在するかどうかを本質的な確実
性をもって決定することを可能にする。並置の決定がな
されるのみならず、しかしまた解剖学的環境の最良の組
み合わせ（解剖学的場所、動脈と静脈の近接、動脈直径
および静脈直径を包含する）を提供する特定の部位が前
もって選ばれる。この様式において、放射線医は、通路
を生じさせるために与えられた血管部位を十分に考慮す
ることができ；同じ親密に連合した静脈および動脈もし
くは同じ末端の別の動脈および静脈においてより好都合
な場所を見出すかどうかを；または、より好都合な解剖
学的位置を見出すために別の末端にカテーテル装置を再
度向かわせるかどうかを決定することができる。

5.本発明の装置および方法はまた、血管がAV通路形成の
先行条件として切開もしくは操作されないことにおいて
最も重要な利益を提供する。薄弱な脈管の脈管は、従っ
て、自然に存在する状態すなわち血管開存性を改善する
環境中に保存されたままである。この利益は、脈管の脈
管の損失、および、繊細な静脈壁に傷害を引き起こしか
つ静脈の収縮、すなわち静脈の拡張する能力を制限しそ
して早期の通路不全に寄与しうる状況、をもたらす慣習
的な外科的AVもしくはVV通路創製により必要とされる血
管の操作の他の望まれない結果と対照的に持ちこたえる
（stand）。さらに、静脈への本発明のカテーテルの導
入は進入部位で静脈内皮に対し外傷性でありうるとは言
え、傷つけられた静脈区分はAV通路に対し遠位であるこ
とができ、そしてこの傷つけられた区分の開存性適正な
通路の機能に必要でない。加えて、通路形成のための処
置が親密な動脈静脈接近の部位で実施される際に、静脈
のゆがみもしくはもつれは発生しないか、もしくは通路
の創製において必要でない。

6.本発明は、AV（もしくはVV）通路の創製のための慣習
的外科的処置に比較して、危篤状態にもしくは慢性に疾
患の患者にはるかにより小さい危険を提供する。PAVFC
技術は、慣習的外科的処置で慣例に発生するよりも少な
い潜在的問題を提供し；また、これらの比較的少ない潜
在的問題は主として出血の危険に関する。しかしなが
ら、出血のこの潜在的危険さえ小さいと思われ；それが
起こる場合（if）およびその際に（when）臨床的に明ら
かであり；そして慣習的血圧カフもしくは手での圧迫を
使用する直接の圧で容易に制御される。

7.本発明は、複数の使用環境および医学的応用において
使用されることを意図される。使用の構想されるそして
とりわけ望ましい環境は、永久のもしくは長期の透析を
必要とする患者に血液透析のための長期の血管接近を提
供することである。加えて、PAVFC技術は焼灼性の化学
療法剤の投与のためにAV通路を創製するのに使用され得
る。これらの例のそれぞれにおいて、PAVFC技術は、橈
骨および尺骨動脈においてそれらの末梢の長さに沿って
１個もしくはそれ以上の好都合な血管部位を同定するこ
とができるのみならず、しかしまた他の隣接して位置を
決められる静脈、およびとりわけ前腕の遠位部分内に存
する場合は親密に連合した静脈内の最も望ましい解剖学
的部位を同定することもできる。これらの特定の使用に
加え、本発明は、いかなる他の医学的目的、条件、もし
くは環境のについてもAVもしくはVV通路の発生を可能に
する。かように、PAVFC技術はまた、望ましくは、末梢
血液循環において動脈と静脈との間での付加的な血管相
互連結の創製に；その後外科的に摘出されそして血管バ
イパス移植片として使用されうるもしくは別の解剖学的
領域において台細胞上で収穫されうる、末梢血管系中の
大きく拡大された血管区分を生じさせるため；そして、
封鎖および他の血管閉塞が存在する場合に末梢血管系に
おいて動脈と静脈との間に要求あり次第の代替の血液循
環経路を生じさせるために使用され得る。

理解の容易さを助長し、そして全てのその局面におい
て本発明の完全かつ包括的な記述を提供するため、当該
カテーテル装置および方法論の詳細な開示が逐次の別個
の節において提示されることができる。この提示は以下
の順序でなされることができる。すなわち、当該技術に
関する理論的支持の記述；生存するヒトの体内にカテー
テルを外科的に導入しかつ経路を定めるための慣習的処
置の要約；本発明含んで成る好ましいかついくつかの代
替のカテーテルの態様の記述；生体内での当該カテーテ
ル装置の意図された使用を示す具体的に説明する実施
例；および本発明のためのいくつかの意図された応用お
よび使用環境の代表的な記述。累積的にかつ集合的に考
えると、開示の全体は好ましいかつ代替のカテーテル装
置の態様を記述するのみならず、しかしまた読者が大き
な困難もしくは疑いなしに本発明を生産的に作成しそし
て使用することも可能にする。

I.本発明の理論的支持 本発明は、放射線医もしくは主治医が、慢性にもしく
は危篤状態に疾患の患者の末梢血管系において、隣接し
て位置を決められかつ親密に連合した静脈および動脈の
間（もしくは２個の親密に連合した静脈の間）で生体内
で通路を創製することを意図しかつ期待する。従って、
効果および結果において、本発明は、介入毛細管の存在
もしくは使用なしに、機能する動脈と静脈との間（もし
くは２個の機能する静脈の間）の直接の流れの連結を生
じさせる。

AV通路を生じさせるため、本発明は、同時に、直接
に、そして縦一列に並んで、静脈および動脈双方のすぐ
隣接する血管壁を穿孔する。さらに、通路およびシャン
トを創製するための慣習的外科的処置と異なり、穿孔点
で血管壁を結合するのに縫合糸が使用されず；また、吻
合点で止血を得るために、穿孔された動脈に穿孔された
静脈を結合するもしくは取付けるための合成のもしくは
人工的に導入される手段は使用されない。従って、AV通
路が、当該方法論を実施する結果として患者の腕もしく
は脚への放血なしにかつ血液損失もしくは死亡さえの危
険なしに記述されるように生じられ得ることは、読者に
直感に反するように思われるかもしれない。

動静脈通路がこの方法で創製されることを可能にする
原理は、しかしながら、明らかに臨床的に示され、か
つ、頻繁に遭遇される。意図されない後天的な動静脈通
路は、ときに、ナイフの刺し傷、銃弾の穴、および暴力
行為により引き起こされた身体の他の穿孔のような、貫
通する外傷の患者の評価で遭遇される。これらの個人で
の傷の身体検査は、可聴性雑音もしくは触知可能な静脈
震顫さえとともに関与された末端の静脈充血を示す。傷
領域のその後の動脈造影図は、ナイフもしくは飛び道具
（missile）の道の付近に動静脈通路を示す。しかしな
がら、貫通する外傷の後の血管傷害もまたある他の患者
は動静脈通路を発生しない。これらの患者の大部分は、
代わりに、著しい静脈充血のない搏動性の塊を有するこ
とが見出され；また、これらの患者の血管造影図は偽性
動脈瘤すなわち傷つけられた血管の含有された破裂を示
す。これらの２個の型の傷害はたいていは縦一列に並ん
でみられないことに注意せよ。動静脈連結のある患者が
偽性動脈瘤を有することは極めてまれであり、そして逆
もまた同じである。同様に、若干の患者は、経皮的動脈
接近の合併症として総大腿動脈と大腿もしくは伏存静脈
との間に動静脈連結を発生する一方、他は偽性動脈瘤を
発生するが；しかし２種の臨床知見はたいていはひとり
の患者で一緒にみられない。さらに、これらの患者の全
ては、彼らがかなり大きい動脈に対する持続性の本質的
傷害を有することにおいて類似である。臨床知見におけ
る差異は、かように、生体内の傷つけられた血管の間に
存在する空間的関係に存する。

上で引用されるそれぞれの例において、患者は、ナイ
フ、銃弾、もしくは血管造影針のいずれかによる動脈血
管の傷害を維持している。末梢動脈を取り巻く組織は外
膜（すなわち動脈壁の外側層）に付着性であるが、しか
し拡大する血腫により***され得る。動脈の傷害を通っ
て管外に遊出する血液は、継続される拡大に必要な力を
提供する動脈圧でそうする。血腫（すなわち凝固された
血液堆積物）は１もしくは２日以内に溶解し、血管腔と
連絡する近動脈腔（cavity）を残す。結果として生じる
臨床知見は偽性動脈瘤のものである。若干の患者におい
ては、しかしながら、動脈の損傷と同時に親密に連合し
た静脈の傷害もまた存在する。静脈の傷害が十分な大き
さかつ適当な方向づけのものである場合、動静脈通路が
生じる。血液は動脈の傷害を通って動脈を出；ナイフも
しくは飛び道具の道に沿って流れ；そして静脈の傷害を
通って静脈に入る。さらに、静脈系はこうした低抵抗性
を有するため、傷害の付近で生じられる血行力学的圧は
***する血腫を引き起こすのに十分でない。動脈と静脈
との間の高流速はその後の通路の開存を維持する。

末端に対する全ての貫通する傷害は多様な大きさの複
数の動脈および静脈の傷害を伴うことが適正に考えられ
得る。貫通する傷害の後の動静脈通路の発生の見込み
は、かように、傷つけられた血管の内径および傷害の血
管の幾何学的配列に関する。清浄な場合は、直線状の穿
孔が３〜4mmの血管のすぐ隣接する壁において作成さ
れ、通路はほとんど確実に発生するとみられ；そして放
血および偽性動脈瘤の形成は最もありそうもなく、かつ
高度に見込みがないとみられる。

本発明は、かように、支持のためのこの臨床的基礎を
信頼し；それにより末端の隣接して配置される動脈およ
び静脈に接近するためのカテーテル装置および方法論を
提供し；そして、開口すなわち穴が隣接する動脈および
静脈双方の壁を通って同時に開けられもしくは別の方法
で創製されるように、それにより親密に連合した動脈と
静脈との間の末梢血管系の選ばれた解剖学的部位で要求
あり次第穿孔を生じさせる手段を提示する。それにより
動脈血が動脈壁の穿孔を通り抜けそしてすぐに隣接する
低抵抗性静脈の整列された穿孔を通って静脈管腔に進
む、直接の血流連結がかように生じられる。根底にある
原理および基礎は臨床的に確立されそして詳細に記録さ
れ；また、AV通路が、本発明の装置、標準的なカテーテ
ル法技術および慣習的に知られる放射線医学的処置を使
用して、安全かつ確実な様式で患者の末端内で要求あり
次第かつ生体内で創製され得ることは、意味のある疑い
もしくは不確実性は存在しない。

II.生存するヒトの体内へのカテーテルの外科的導入お
よび経路決定 カテーテル法は、現在慣習的に知られかつ普遍的に利
用可能である適切な処置および多様な技術のなかで選ぶ
ために、相当量の技術的熟練、複雑な器械類および慎重
な判断を必要とする。明らかに、現在のPAVFC技術は危
篤状態にもしくは慢性に疾患の患者でカテーテル介入を
利用するため、医師は、カテーテルを導入するための最
良の部位、身体の所望の領域への最良の経路、および至
適なタイミング、ならびに最良の結果を達成するための
他の手術条件を選択するために、末梢血管系に接近する
ための利用可能な解剖学的代替に非常に精通していなけ
ればならない。

一般的技術としてのカテーテル法は、天然に存在する
もしくは特定の目的上外科的に創製されたいかなる管路
（duct）、管、流路もしくは通路を使用して実施され得
る。かように、天然に存在する通路のなかには、肛門；
消化管；口、耳、鼻もしくは喉；気管支；尿道；膣管お
よび／もしくは子宮頸；ならびにいずれかの血管があ
る。しかしながら、明らかに、本発明のための最も普遍
的に使用されかつ決定的な接近経路は血管系へのカテー
テルの導入である。この目的上、慣習的な誘導カテーテ
ルを記述すること、および、一般的カテーテル法技術の
具体的に説明する一例として血管系へのカテーテルの導
入ために現在用いられている技術を手短に要約すること
が有用である。

カテーテル導入技術 カテーテル法のために現在用いられているの２種の一
般的方法が存在する。これらは、（ａ）針およびガイド
ワイヤを使用する経皮的導入；および（ｂ）選択すべき
血管の外科的単離後の直接導入である。いずれかの一般
的方法が血管系のいずれの部位でも利用されうる一方、
実際的および解剖学的考察は、一般に、どのアプローチ
が個々の環境下で最も適切であるかを決定する（dictat
e）ことができる。しかしながら、最もしばしば、改変
セルジンガー（Seldinger）技術が使用に好まれる。

カテーテルの経皮的導入は、慣習的に知られかつ図1A
〜1Fにより示される改変セルジンガー（Seldinger）技
術により最良に具体的に説明される。図1Aは小ゲージ針
で穿刺される血管を示す。活発な血液の戻りが起これ
ば、可撓性ガイドワイヤを図1Bにより示されるような針
を示して血管中に置く。この針をその後血管から除去
し、ガイドワイヤを同じ場所に残し、そしてガイドワイ
ヤの周囲の皮膚の穴を図1Cにより示されるように外科用
メスで拡大する。その後、鞘および拡張器を図1Dにより
示されるようにガイドワイヤを覆って（over）置く。そ
の後、鞘および拡張期を図1Eにより示されるようにガイ
ドワイヤの上を血管中に直接進める。最後に、拡張器お
よびガイドワイヤを除去する一方、鞘は図1Fにより具体
的に説明されるように血管中に存続する。カテーテルを
その後鞘を通して挿入し、そして血管を通して所望の場
所に達するまで送る。

血液循環へのカテーテル導入のための他の一般的方法
は直接の外科的静脈切開術である。外科的静脈切開のア
プローチは、一般に、気管支のアプローチもしくは大腿
のアプローチに使用される。静脈切開処置は、しばし
ば、複雑な外科的処置であり、そして（上述されるよう
な）経皮的動脈穿刺が不成功に試みられた場合にのみ使
用する。双方のこれらの一般的カテーテル法技術のはる
かにより複雑かつ完全に説明的な概説は、Diagnostic A
nd Therapeutic Cardiac Catheterization、第２版、19
94年、第８章、90〜110ページおよびそこに引用される
参考文献の本文により提供される。

従って、本方法論を実行する目的上、慣習的に使用さ
れかつ良好な医学的実務に従ういずれかのおよび全ての
一般に知られるカテーテル法の処置、装置および技術
が、それらの最初の形態（format）もしくは改変された
形態（form）において必要なように利用されることが経
験的に意図される。これらの一般的カテーテル法の経路
決定および使用の技術の全てはかように構想され、ま
た、本発明の範囲内にあると思われる。

適切な身体進入部位を選ぶための一般的規則 それにより医師が生体内で診断的検査もしくは治療的
介入を実施する目的上患者の血管系に誘導カテーテルを
導入するために適正なもしくは適切な進入部位を選び得
る、公理のもしくは一般的な一組の規則は、以下のよう
である。すなわち（ａ）常に、可能性のあるもしくは利
用可能な最短かつ最も真っすぐの経路を選ぶ；（ｂ）存
在しかつ接近可能な動脈もしくは静脈の開存性を同定す
る、血管の直径が大きいほど良い；そして（ｃ）明らか
な石灰化もしくはアテロームの関与のある動脈を避け
る。

体内へのカテーテルの導入への好まれるアプローチ （１）意図される進入部位を滅菌様式で準備しかつ滅菌
した布で覆う。

（２）大内径の動脈もしくは静脈の上の皮膚を局所麻酔
のため１％リドカインで浸潤する。

（３）小さな皮膚の切り傷を麻酔された領域上に作成す
る。

（４）皮膚の切り傷を介して、大内径の動脈もしくは静
脈を単一の壁穿刺針を使用して穿刺する。

（５）針を通って戻る血液の量および性質を適正な針位
置について評価する。

（６）0.035インチもしくは0.038インチのガイドワイヤ
を、針を介して血管中に進める。

（７）４〜９フレンチの拡張器を、ワイヤの上を同軸方
向に進め、そしてその後除去する。

（８）止血の４〜９フレンチの導入子鞘および栓塞子
を、ワイヤの上を同軸方向に進め；そして栓塞子および
ワイヤをその後除去する。

（９）止血導入子鞘を介して誘導カテーテルを血管を通
り抜けさせ、そして意図される使用部位に配置する。

本明細書で提供される記述は、単に、それによりカテ
ーテルが生存するヒト患者の体内に適正に導入される手
段および様式の要約の概説である。医師は、全てのこれ
らの一般的カテーテル法技術において十分に熟知されか
つ十分に経験があると仮定され；また、どの様式（mann
er）もしくは形式（mode）または使用の別のものより好
ましいかの選択は、彼の患者の特定の問題および疾患を
考えて、医師の医学的自由裁量および判断に任されなけ
ればならない。

III.独特のカテーテル装置 本発明の一態様に従うカテーテル装置は、多くの異な
るおよび代替の形態を取り得、また、多様な範囲の幅広
く異なる態様において構築され得る。好まれるアプロー
チとして、一般に、カテーテル装置は、生体内でAVを生
じさせるために体内に独立に導入されるがしかし縦一列
に並んで使用される２個の別個のカテーテルを含んで成
ることが望ましい。にもかかわらず、ある制限された医
学的例および要求の厳しい医学的環境下では、要求あり
次第のAV通路を生じさせるために、静脈もしくは動脈を
通っての経皮的導入および伸長のために単一のカテーテ
ルのみを使用することが構想されまた許容である。かよ
うに、単一のカテーテルの使用は独立に本発明の使用の
最も少なく所望の形態および形式であるとは言え、単一
カテーテルの構築物および使用は、それにもかかわら
ず、生体内の選ばれた解剖学的部位で隣接して位置を決
められる動脈と静脈との間でAV通路を生じさせるために
はたらきかつその手段を提供することができる。しかし
ながら、医師が彼の患者の特定の環境および疾患を考え
た選択を有する場合、結果においてずっとより大きな程
度の確実性および信頼性を達成するために、一対のカテ
ーテルを同時にかつ縦一列に並べて使用することがずっ
とより望ましい。

A.好ましい第一の態様 生体内の選ばれた解剖学的部位で親密に連合した動脈
と静脈との間に要求あり次第AV通路を生じさせることが
可能なカテーテル装置の高度に好ましい態様は、一対の
独特に構築されたカテーテルを同時にかつ縦一列に並べ
て使用する。当該対の第一カテーテルは、選ばれた静脈
内の場所への生体内で静脈を通っての経皮的導入および
伸長に適し、かつ図２により具体的に説明される。図２
により例証されるように、固定された軸方向長さの中空
の管状壁12;カテーテル10のインターロックする近位端1
4;別個の遠位端16、およびインターロックする近位端14
から遠位端16まで伸長する同軸内管腔18を有する静脈カ
テーテル10がみられる。静脈カテーテル10の他の特徴は
下に記述される。

当該カテーテル装置のこの好ましい態様の対の第二は
図３により例証され、図３は、選ばれた動脈内部位への
生体内での動脈への経皮的導入およびそれを通っての伸
長に適する第二カテーテルを具体的に説明する。図３に
より例証されるように、固定された軸方向長さの中空の
管状壁202;カテーテル200の内容積への進入のため別個
の近位端208を一緒に形成する２個の近位入口204、206;
ガイドワイヤの通過のための単一の別個の遠位入口210;
および別個の遠位端212;ならびに内管腔214を有する動
脈カテーテル200が見られる。動脈カテーテルに関する
付加的な詳細は下に記述される。

この好ましい態様において、構築、いくつかの特定の
特徴、および対の各カテーテルに指定された目的は顕著
に異なる。対の各カテーテルは血管内で場所の発見およ
び配置の目的上共通の特徴を共有する一方、当該装置の
この好ましい態様は、AV通路を生じさせるためにそれに
より血管壁が穿孔される能動的供給源（source）および
物理的手段として静脈カテーテルを使用する。対照的
に、意図される静脈カテーテルは、血管内で補強、整列
および接触（abutment）の受動的供給源としてはたら
く。これらの多様な機能および構築の特徴のため、対の
各カテーテルの詳細は他者から独立に詳細に記述される
ことができる。

静脈カテーテルの構築および構成 不可欠な構成部品およびそれらの相互関連はそれぞれ
図４〜８により具体的に説明される。そこでみられるよ
うに、図４は、大直径の内管腔22を有する薄壁管である
中空の導入子筒20を示す。近位端24は、２個の抗回転支
持バー28、30、インターロックノッチ32、および平面イ
ンターロック表面34を含んで成るロック配置26として形
成される。内管腔22はロック配置26の全体を通って伸長
する。比較すれば、遠位端36は平坦表面38として終端
し、また、導入子管20の管状壁中に遮断スロット40を含
有する。内管腔22は遠位端36で平坦表面38を通って伸長
し；また、遮断スロット40は内管腔容積の一部分を周囲
環境に露出する。

当該静脈カテーテルの一構成部品は図５により示され
る内栓塞子である。栓塞子は、定義によれば、小孔もし
くは内管腔のような開口部を閉じるもしくはふさぐ構造
である。図５内に具体的に説明されるように、栓塞子50
は固定された軸方向長さの、しかし図４の導入子筒20の
内管腔22より大きさにおいてわずかに小さい外軸直径を
有する、伸長された棒材様の中空の軸である。栓塞子50
は、近位端54から遠位端56まで軸方向に連続する小直径
の内管腔52を有する。近位端54は、故意に、伸長された
指部分60を有する半円形円盤58として形成される。栓塞
子50の小直径の内管腔52は、示されるように、半円形円
盤部分58を通って伸長する。比較すれば、遠位端56は先
細にされた端先端62として終端し、また、そこを通って
管腔52へ進むための慣習的ガイドワイヤに十分な大きさ
の入口64を含有する。

図５の栓塞子50が、導入子筒20（図４により具体的に
説明される）の近位端24にぴったり合わせられそして軸
方向長さ全体に沿って大直径の内管腔22を通って伸長し
て図６により示されるような筒−栓塞子複合物（compos
ite）を形成することができることが意図されかつ期待
される。そこでみられるように、導入子筒20の近位端の
ロック配置26は、栓塞子50の伸長された指60および半円
形円盤58とインターロックして複合物の近位端70を形成
する。同様に、栓塞子50の遠位の先細にされた端先端62
は筒20の遠位端38を通り抜けて複合物の遠位端72を形成
する。

図６により具体的に説明されるこの複合物の方向づけ
において、栓塞子50の小直径の内管腔52が軸方向長さに
おいて導入子筒20の大直径の内管腔22より長いこと；お
よび、導入子筒20の遮断スロット40が複合物の遠位端72
で栓塞子の遠位端62を周囲環境に露出することに注意せ
よ。さらに、栓塞子50の入口64は、複合物の遠位端72を
越えた遠位の先細にされた端先端62および入口64の同時
の露出を伴い、導入子筒20の平坦表面38を通り抜けそし
て周囲環境中に伸長する。

図６の筒−栓塞子複合物は末梢静脈に経皮的に導入さ
れるべき物品であり、そして、所望の場所が達せられる
まで末梢静脈を通って静脈内で伸長されるべきである。
経皮的導入は、典型的には、ガイドワイヤを所望の静脈
中で位置を決めること、経皮的静脈穿刺を利用するこ
と、カテーテルを誘導すること、Ｘ線透視法および対比
静脈造影法（contrast venography）により達成され
る。ガイドワイヤの背部は、まず、遠位端先端62で入口
64を通り抜け、そしてその後内管腔52を通り抜ける。筒
−栓塞子複合物全体をその後ガイドワイヤの上を静脈内
に伸長する。入口64で導入されるガイドワイヤは、慣習
的に既知の様式で、栓塞子の内管腔の軸方向長さ全体に
わたって移動しそして複合物の近位端70で出ることがで
きる。筒−栓塞子複合物は、その後、静脈を通っての伸
長の手段としてガイドワイヤを使用して血管内で伸長さ
れる。この様式において、栓塞子は、静脈中のカテーテ
ルの初期導入および配置の間、静脈カテーテルのための
支持ベヒクル（vehicle）および剛化棒材としてはたら
く。

使用に適すると思われる血管部位が選ばれる場合、栓
塞子50の全体が導入子筒20の内管腔22から除去される。
図５の栓塞子は、その後、完全に取って代わられ（repl
aced）、そしてそれぞれ図７および図８により具体的に
説明される管状切断工具により代用される（substitute
d for）。図７はこの好ましい第一の態様のために形成
されるような管状切断工具の全体を示し；また、図８は
この切断工具の遠位端に存在する特定の詳細および個々
の構造を示す。

図７に示されるように、管状切断工具80は、その外径
が図４の導入子筒20の内管腔径22よりわずかにより小さ
いのみであるような大きさに作られる、伸長された中空
の管82である。管状切断工具80それ自身は、その容積が
いくつかの能力を提供する小内径の内管腔84を有する。
部分的には、内管腔84は、近位端88で挿入されかつ内管
腔84を介して切断工具80の遠位端94に運ばれる（convey
ed）作動ワイヤ86を運ぶ（carry）ための連絡通路とし
てはたらく。作動ワイヤ86は、要求あり次第血管壁穿孔
能力を活動化するために医師により使用される。加え
て、内管腔84は、近位端88から遠位端94までの加圧二酸
化炭素ガスの運搬のための体積測定通路としてはたら
く。気体導管85が、近位端88で内管腔84に取付られかつ
それとともに液体流の連続体中に存する。加圧二酸化炭
素ガスの供給源（示されない）は、加圧二酸化炭素ガス
の流れを遠位端94への運搬のため内管腔84の容積中に随
意に導入する活栓87により制御される。遠位端94の管状
切断工具80中の開口97は、内容積84を通って運ばれた後
の加圧二酸化炭素ガスの出口を提供する。

近位端88はそれから伸長するリブ92を有する卵形円盤
90として形成されることにもまた注意せよ。近位端88
は、かように、本明細書で図４により前に具体的に説明
された導入子筒20のロック配置26との嵌合に適するイン
ターロック系の部分を形成する。切断工具の放射線不透
過成分は非軸対称性であり、これが切断工具−導入子筒
複合物の極の（回転の）方向づけがＸ線透視で決定され
ることを可能にする。切断工具−導入子筒複合物は、そ
の後、近位端を操作することにより回転されて極の方向
づけを調整し得る。

図８（外皮切断図として）は、管状切断工具80の遠位
端94の詳細を示す。遠位端94は３個の特別の部品を有す
る。すなわち、先細にされた端先端96;血管壁穿孔手段9
8;ならびに血管壁穿孔手段に隣接してかつこれとの軸方
向の整列で位置を決められる第一および第二磁石手段10
0aおよび100b。（図８内に示されるように）血管壁穿孔
手段98は先細にされた端先端96近くに位置し、また、第
一および第二磁石手段100aおよび100bにより側面を接せ
られる（flanked）ことが認識され（recognized）かつ
真価をみとめられる（appreciated）ことができる。し
かしながら、磁石手段100aおよび100bならびに血管壁穿
孔手段98の配置および順序づけられた順序は、場所にお
いて図８により提示される部品の順序づけられた順序に
対する許容できる変形物として変更され得かつ交換され
得る。さらに、対の使用よりむしろ単一の磁石手段が、
構築および構造の別の変形物として許容できる。

加えて、作動ワイヤ86は、皮膚の外側の周囲環境に露
出されたままである管状切断工具80の近位端の保有を保
持する医師により随意にかつ要求あり次第穿孔機構が活
動化され得るように、近位端から管腔84を通って遠位端
94に伸長し、かつ、血管壁穿孔手段98と連結することが
みられることがある。

図８はまた、それぞれ磁石手段100aおよび100bならび
に血管壁穿孔手段98についてのいくつかの注目に値する
特徴も示す。磁石手段は完全に切断工具80の管状壁内に
収容されかつこれにより含有される。磁石手段は、望ま
しくは、生体内で磁的特性をもつ第二カテーテルのよう
な別の磁的誘引源を誘引しかつ整列するのに十分な磁力
および磁的強さを有する希土類磁石もしくは電磁石であ
る。磁石手段は、切断工具の管状壁の管腔内のもしくは
それに不可欠な物質の固体の棒材もしくは形成されたバ
ーでありうる。実際の寸法は幅広くかつ根本的に変動し
うる一方、典型的な希土類磁石は長さ８〜10mmおよび直
径２〜3mmの筒状の塊として形成されることができる。
磁石手段は管状切断工具の内部内にしっかりと埋め込ま
れ、また、管状切断工具80が製造されそして完全に組み
立てられた後に、移動または位置もしくは方向づけを変
更しないことができる。

図８の血管壁穿孔手段は受動的状態においては切断工
具の内容積内に完全であるが、しかし、活動化された状
態においては持ち上げられて（elevated）周囲環境に露
出されたようになることにもまた注意せよ。図８内に示
されるように、窓112は、穿孔機構を切断工具80の内部
内からより大きな高さへ漸増する（escalate）軌道型板
110の上への持ち上げを介して、切断工具80の管状壁を
通る穿孔機構の周囲露出を可能にする。図８内に具体的
に説明される特定の穿孔機構は、それを通って高周波切
断電流が進められる滑り電極114として示される。

それにより穿孔機構が活動化されそして穿孔を達成す
るのに適切な持ち上げられた位置に置かれる手段は、そ
れぞれ図9A〜9Dにより示される。作動ワイヤ86は医師に
制御点を提供する。作動ワイヤ86が近位端で主治医によ
り引かれる際に、滑り電極114は持ち上げられ、そして
型板110上の設定された軌道に沿って動く。軌道の非線
型の幾何学的配列は、電極114を窓112を通って突き出さ
せ、そして型板の距離の長さ全体にわたって周囲環境に
露出されるようになる。その後、作動ワイヤが遠位端に
向かって進められる場合、電極114は逆方向に移動し、
そして管状切断工具80の内部内のその最初の位置に戻
る。この様式において、主治医は、穿孔手段を随意に活
動化および非働化し得；また、滑り電極114を、設定さ
れた軌道および距離に沿って動くことの結果として露出
されるようにならせ；そしてその後、それが切断工具80
の管状壁により再度封じ込められそして保護されるよう
になるように、その後引っ込みそしてその移動の方向づ
けを反転させる。

滑り電極114の活動化の間、予め決められた振幅
（α）および周波数（ｆ）の高周波交流電流が電極に適
用され、そして接地としてはたらく動脈カテーテル内に
配置される相補（complimentary）電極と作動ワイヤ86
により伝導される。管状切断工具80の持ち上げられた電
極114から動脈カテーテルの相補電極まで移動する高周
波電流は、かように、要求あり次第血管壁を通る穿孔を
創製する活動性の切断力である。必要とされる場合にか
つ必要とされるように十分なかつ容易に利用可能な高周
波電流を提供するため、慣習的な電気外科制御卓（ボビ
ー（BOVIE）、バード（BARD）もしくはバリラブ（VALLY
LAB）制御卓のような）が好ましくは電源として使用さ
れる。

電極の活動化と同時に、主治医はまた活栓87も開きそ
して管状切断工具80への圧縮二酸化炭素ガス（CO2）の
流れを可能にすることができる。好ましくは、電気的に
活動化されるソレノイド（示されない）が、高周波電流
の適用と同時に加圧タンクから圧縮CO2ガスのバースト
を放出するのに使用される。圧縮CO2の放出されたバー
ストは、気体導管85を通って内管腔84に送達され、ここ
でそれは切断工具80の内部を通って開口97に移動し、そ
して開口97を通って静脈管腔中に出る。開口97を出るCO
2ガスの体積は、滑り電極114の高周波の活性化の間に窓
112の領域すなわち高度に有利な環境で一過性に静脈血
を置き換える。血液は水性の電解質豊富な液体であり、
電流を容易に伝導する。こういうように、選択された解
剖学的部位での静脈管腔における（そして動脈管腔でも
同様に穿孔後の）CO2による血液の一時的置換は、電極
接触点で明瞭に切開しそして血管壁を通って貫通するの
に十分な電流密度を得るのに望ましい。

要求あり次第の活動化に、およびAV通路を生じさせる
のに適する完全な静脈カテーテルが図10により示され
る。明らかに、ロックされた配置における外側筒20の内
管腔22への管状切断工具80の挿入は、生体内の使用に適
する静脈カテーテルを提供する。図10の筒−切断工具複
合物は、図６の筒−栓塞子複合物の相補物かつ相対物で
ある。しかしながら、各複合構築物の機能は著明に異な
る。かように、図６の筒−栓塞子複合物が特定の場所す
なわち選ばれた解剖学的部位への末梢静脈を通っての静
脈内の経皮的導入ならびに伸長に高度に望ましいカテー
テルを提供する一方、図10の筒−切断工具複合物は、静
脈内の選ばれた解剖学的部位で静脈内に整列および特定
の配置を提供し、ならびに、物理的機構、ならびにそれ
により親密に連合した静脈および動脈の血管壁を同時に
穿孔するための手段を提供する。加えて、放射線不透過
の非軸対称性成分は、切断工具−導入子筒複合物の極の
（回転の）方向づけのＸ線透視の同定および手による調
整を可能にする。

動脈カテーテルの構築および構成 動脈カテーテルは、本明細書に図３により具体的に説
明されるように、固定された軸方向長さ、別個の近位
端、別個の遠位端、および最低１個の予め決められた容
積の内管腔を有する長い可撓性の中空の管である。典型
的には、軸方向長さは約40から150センチメートルまで
の範囲で変動することができ、また、中空の管の外径は
しばしば大きさが約1.5から2.5ミリメートルまでの範囲
にあることができる。動脈カテーテルの近位端は大部分
の点で慣習的である一方、カテーテルの内管腔は、好ま
しくは、静脈カテーテルの近位端について本明細書で前
に記述されたものに類似の様式で、圧縮二酸化炭素ガス
（CO2）の供給源との液体連絡に結合されかつその中に
存する。かように、圧縮CO2ガスは加圧タンクから要求
あり次第放出され；気体導管を介して内管腔中に送達さ
れ；そして内管腔の直線容積を通って遠位開口に移動
し、それを通ってCO2ガスが生体内で動脈管腔中に出
る。カテーテルを出るCO2ガスの量は、電極の解剖学的
領域の動脈血の少なくとも若干を置き換え；そして高周
波電極と血管組織との間の接触点で高周波電流密度を維
持する。これは血管壁の清浄な切開を助長することがで
きる。

動脈カテーテルの遠位端は、構造、構築および構成に
おいて独特である。遠位端の詳細な体裁（showing）が
図11により提供される。図11により示されるように、動
脈カテーテル200は連続した４個の個々の区分に分割さ
れる遠位端212を有する。入口226および210ならびにそ
れを通ってのガイドワイヤの外面化される通過のための
非軸対称性管腔227を有する先細にされた遠位端先端22
4;ならびに動脈管腔中への圧縮CO2ガスの出口のための
開口234が最も遠い。先細にされた遠位端先端224、入口
226および210、ならびに管腔227は、かように、選ばれ
た解剖学的部位への生体内でのガイドワイヤの上をそし
て血管を通って外側への動脈カテーテルの動脈内誘導と
してはたらきかつこれに適合される。対照的に、開口23
4は軸方向の内管腔214と直接の連絡にあり、そして開口
を介した出口でのカテーテル内部を通る圧縮CO2ガスの
通過を可能にする。これは、選ばれた解剖学的部位での
要求あり次第の動脈血の置換によるAV通路の創製を助長
する。

この態様の磁石手段としてはたらく一対の希土類磁石
228aおよび228bが、先細にされた遠位端先端224に隣接
して配置される。希土類磁石の対228は遠位端先端224と
の軸方向の整列で取付られ、また、本明細書で前に記述
された静脈カテーテルの磁石手段との近接に置かれる場
合に動脈内のカテーテル位置の調整を引き起こすのに十
分な磁力および磁的強さを有する。

第４の構造は固定電極230であり、これは高周波回路
の電気的接地としてはたらき；また、希土類磁石の対22
8に隣接してかつこれにより側面を接せられて位置を決
められ、かつ、動脈カテーテル200の先細にされた遠位
端先端224との軸方向の整列で取付けられる。動脈電極2
30は動脈壁の選ばれた部分のための血管内支持を提供
し、そして、AV通路を生じさせるための生体内での穿孔
過程の間に高周波回路を完成する。中空の管状壁202お
よび軸方向の中管腔214の残余は前に記述されたようで
ある。

磁的相互作用が動脈カテーテルの適正な機能に不可欠
と思われるため、本態様において好ましい磁石手段は２
個の希土類磁石の使用であり、これは、生体内で静脈カ
テーテルの磁石手段の近接にある場合に動脈カテーテル
についての位置の血管内調整を引き起こすのに十分な磁
力を提供することができる。磁石手段としての使用に望
ましい磁的素材は、かように、ネオジム−鉄−ホウ素組
成物およびコバルト−サマリウム組成物を包含する。あ
るいは、電磁石が、所望の磁的手段として希土類磁石組
成物の代わりに取り換えられ得る。加えて、（慣習的に
測定されかつガウスで決定されるような）十分な磁力を
提供することが立証され得るいずれかの他の磁気源が、
有効かつ有用な置換物として使用されかつ位置を決めら
れてよい。

比較すれば、当該動脈電極は生体内で２個の特別の機
能を有する。すなわち、静脈および動脈双方の血管壁を
同時に穿孔する過程の間に強化および支持の物理的供給
源を提供すること；および、高周波電気回路の完成のた
めの接地端子を提供することである。電極は、従って、
炭素、銅、亜鉛、アルミニウム、銀、金もしくは白金の
ようないずれかの非鉄伝導性物質から成ってよい。

代替のカテーテルの態様および形式 当該カテーテル装置の好ましい態様において、静脈カ
テーテルおよび動脈カテーテルの双方が電極を含んで成
り；また、選ばれた解剖学的部位での親密に連合した静
脈および動脈の経血管的穿孔のための活動性の力は、予
め決められたアンペア数および周波数での高周波電流の
伝達を介して、整列された静脈カテーテルに埋め込まれ
た電極から双方の血管壁を通って整列された動脈カテー
テル内の接地電極へである。高周波電流の使用は、しか
しながら、生体内でAV通路を生じさせるために親密に連
合した静脈および動脈の血管壁を穿孔するための唯一の
手段である。

下で詳細に開示される血管壁穿孔手段の代替の態様に
おいて、静電放電の電気スパークが、静脈カテーテル中
の電極と動脈カテーテル中の電極との間で血管壁を穿孔
するのに使用される。この代替の形態における電極は、
好ましい態様において描かれたものと設計および構造に
おいてほとんど異ならないとみられる。さらに、この代
替の態様におけるカテーテル内管腔を通っての圧縮CO2
ガスの導入およびその後の放出による静脈（および動
脈）血の置換もまた、望ましくは、本明細書で前に好ま
しい態様について記述されたように起こるとみられる
が；しかしこの使用および特徴は任意であり、また、電
極間の静電スパークの使用により創製される血管壁穿孔
およびAV通路形成の過程に必要な付属物でない。

有用なカテーテル構築物のさらに別の態様において、
血管壁穿孔手段は、慣習的設計の微小外科用メスのよう
な形状を取り得、これは窓、および好ましい態様に関し
て前に記述された静脈カテーテルの軌道型板を使用し
て、遠位端で管状切断工具の内容積から持ち上げられそ
してその後これに戻ってくぼませられ（recessed）てよ
い。この微小外科用メスは、電流の援助なしに血管壁を
切開しかつ穴を開けるのに機械的に使用される。静脈切
断工具は、作動ワイヤを使用して医師により要求あり次
第同様に活動化される滑り微小外科用メスにより滑り電
極が取って代わられていることを除いて、好ましい態様
として開示されたものに構造的に類似である。この微小
外科用メスの態様において、しかしながら、AV通路形成
に選ばれた解剖学的部位での圧縮CO2ガスの存在は利点
を有さず；結果、静脈カテーテルの成分としての気体導
管、活栓、および加圧CO2ガスの供給源は不必要かつ余
分である。さらに、この微小外科用メスの構築の形態に
おいて、好ましい態様において動脈カテーテルの遠位端
に配置される電極は、今や、前に記述されたようなカテ
ーテルの整列のための最低１個もしくは一対の希土類磁
石に隣接して位置を決められかつこれにより側面を接せ
られる接触（abutment）ブロック（もしくはアンビル）
区分により取って代わられかつ取り換えられる（substi
tuted）。接触ブロックの配置および方向づけは、好ま
しい動脈カテーテル構築物における接地電極について示
されたものに類似であるが；しかし、接触ブロックは、
典型的には、血管壁穿孔過程の間にしっかりした支持を
提供することができる、固くかつ一般に非伝導性の弾力
性物質から成る筒もしくは棒材であり；そしてまた、微
小外科用メスの切断作用を、選ばれた解剖学的部位での
動脈血管壁の小さくかつ制限された領域のみを貫通する
ことに制限する（confine）ようにもはたらき、それに
より過剰の血管の傷害を予防する。接触ブロックに適す
る弾力性素材の範囲は、かように、硬質ゴム、レクサン
（LEXAN）もしくはプレキシグラス（PLEXIGLASS）ポリ
マーのようなプラスチック、ポリカーボネート化合物、
ビニルポリマー、ポリウレタンもしくはシリコンを基礎
とする組成物を包含する。

静脈カテーテルと動脈カテーテルとの間の機能的関連 静脈カテーテルおよび動脈カテーテルの双方は、それ
らのそれぞれの遠位端に独特の特徴を含んで成り、これ
は要求あり次第AV通路が生じられ得るために生体内で適
正な整列を提供することができる。明らかに、静脈カテ
ーテルが経皮的に導入されかつ所望の解剖学的場所が達
せられるまで末梢静脈を通って伸長されることができる
ことが構想されかつ意図される。同様に、動脈カテーテ
ルは、それぞれがその自身の個々の血管内で動脈カテー
テルおよび静脈カテーテルの双方が隣接した位置に存す
るまで、親密に連合した末梢動脈に経皮的に導入されそ
してそれを通って伸長されることができることが期待さ
れる。好ましい動脈カテーテルと静脈の好ましいカテー
テルとの間のこの隣接した位置決定の表現が図12により
具体的に説明される。

図12内に示されるように、好ましいカテーテルのそれ
ぞれは、個々に、その自身の血管（明瞭さの目的上この
図から削除されている）内に血管内にあることができ、
また、動脈カテーテル200の希土類磁石228aおよび228b
の対と、静脈カテーテル10の希土類磁石100aおよび100b
の相対する対との間の磁的誘引の結果として平行の整列
に存することができる。これらの４個の希土類磁石の間
の磁的誘引は、それらの個々のしかしすぐ隣接した血管
内に存する静脈カテーテル10および動脈カテーテル200
に関して位置の血管内調整を引き起こすのに十分な磁力
のものである。この磁的誘引および磁力は、かように、
経血管的な効果および結果であり、それにより、磁場
は、異なるがしかし親密に連合した血管中に個々にかつ
別個に存するカテーテルのそれぞれに影響を及ぼす。

方向づけの効果および整列パターン全体が経血管的磁
的誘引の結果として創製されることに注目することもま
た重要である。静脈カテーテルは、穿孔手段98（滑り電
極114、持ち上げ（elevating）型板110および窓112を包
含する）が適正な位置にありかつ希土類磁石100aおよび
100bの対により側面を接せられるように、東向きの方向
づけに伸長するとして示される。比較すれば、動脈カテ
ーテル200は、動脈カテーテル本体が静脈カテーテル10
の遠位端先端96の上の整列された位置にもたらされ；そ
して結果として動脈カテーテル200の接地電極230が静脈
カテーテル10の血管壁穿孔手段98と一般に平行の整列に
直接もたらされるように、西向きの方向づけに存する。
この様式において、末梢動脈内にその後存するカテーテ
ルの接地電極230は、その後末梢静脈とともに存する静
脈カテーテル10の滑り電極114と親密に連合しかつ適正
な配置にあるようになる。生体内で存在する唯一の介入
の問題は、かように、末梢静脈壁の厚さ、親密に連合し
た静脈と動脈との間の組織の厚さ、および動脈壁それ自
身の厚さである。正しく選ばれた解剖学的部位におい
て、これらの３種の厚さの層の総計は、典型的には総距
離において3mm未満であることができる。滑り電極（も
しくは他の血管壁穿孔手段）は、その後、静脈および動
脈双方の血管壁を穿孔する物理的作用が血管壁に対する
最小限の傷害および周囲の組織への血液量の最小限の損
失とともに達成され得るという本質的な確実性をもっ
て、要求あり次第そして随意に活動化され得る。

従って、経血管的磁的誘因および相互作用の現象を創
製し、かつ、隣接する血管中に存する個々のカテーテル
が磁的相互作用の強さの結果として軸方向の位置に動く
ことができるように十分な力を生じさせるのは、前もっ
て位置を決められかつ個々に静脈カテーテルおよび動脈
カテーテルのそれぞれの内に軸方向の整列で取付られる
希土類磁石の間の磁的誘引であること、を認識しかつ真
価をみとめることが不可欠である。さらに、各カテーテ
ルは、そのそれぞれの血管管腔とともにより容易に動い
て圧縮力を適用することができ；そして、そうすること
において、高周波電極と滑り電極との間の距離を最小限
にすることができる。動脈カテーテルの接地電極および
静脈カテーテルの滑り電極は、経血管的磁的誘引が起こ
りかつカテーテルのそれぞれが磁的誘引の結果としての
位置に個々に動く場合に血管壁穿孔手段が安全かつ信頼
できる様式で要求あり次第AV通路を生じさせるのに適正
な平行の整列にあることができるように、類似に整列さ
れ、かつ、それぞれのカテーテルのそれぞれの内に前も
って取付られる。

B.カテーテル装置の代替の態様 本発明の代替の態様は、生体内の選ばれた血管部位で
親密に連合した動脈と静脈との間で要求あり次第AV通路
を生じさせるために縦一列に並んで使用される一対のカ
テーテルを提供する。対を構成する個々のカテーテルの
それぞれは、いくつかの詳述される特徴を除いては構造
的に類似である。

記述および詳細の目的上、対の単一のカテーテルが十
分であることができる。従って、１個のカテーテルの記
述に関する全ては、この対を構成する他のカテーテルの
構築、構造および特徴に完全に当てはまる。各カテーテ
ルは固定された軸方向長さ、慣習的な構造および設計の
別個の近位端、独特の別個の遠位端を有する１個の中空
の管状壁を含んで成り、そして、管状壁の軸方向長さに
わたって同軸でかつ本質的に平行に伸長する（不同の直
径および予め決められた大きさの）２個の内管腔を提供
する。他との区別を示す構造的特徴は主として各カテー
テルの遠位端に存在するため、この詳述される開示はこ
れらの独特の構造および特徴に焦点をあてかつ強調する
ことができる。

AV通路を生じさせるために対で使用されることが意図
される二重管腔カテーテルの遠位端は、それぞれ図13、
14および15により、具体的に説明される。図13は遠位端
のカテーテルの頭上からの図を提供し；比較すれば、図
14はカテーテル遠位端の軸方向断面図を提供する一方、
図15は軸YY'に沿ってとられるカテーテルの断面図を提
供する。

図13〜15により示されるように、カテーテル300のそ
れぞれは管状壁302を含んで成り、管状壁は、選ばれた
血管部位への生体内で血管を通っての入り口305および3
09ならびに非軸対称性管腔307を介したガイドワイヤの
通過および血管内誘導に適合される端先端306として遠
位端304で終端する。２個の内管腔308、310が管状壁302
内にある。第一内管腔308はカテーテル（示されない）
の近位端から伸長しそして入口312として遠位端304で終
端する。この第一内管腔308の直径は比較的大きく；そ
して、この第一内管腔は、放射線医学的目的のための液
体造影剤および選ばれた解剖学的部位で血液を置き換え
るためのCO2のような加圧ガスのような多様な流体を運
ぶことを意図される。第二内管腔310は比較的小内径の
管としてカテーテル（示されない）の近位端から伸長
し、そして、固定電極320が埋め込まれる遠位端先端306
で終端する。第二内管腔310は、かように、電気リード
線322のための導管としてはたらき、電気リード線はカ
テーテルの近位端から第二内管腔310を介してカテーテ
ルの主要部を通って運ばれ、そして埋込電極320で遠位
端先端306で終わる。固定電極320は、命令で静電荷を生
じることが可能な電気エネルギー源（示されない）と電
気連絡にある電気リード線322に結合されることに注意
せよ。電極320は、典型的には固形の電気的に伝導性の
金属で形成される。電極320は少なくとも２個の構成部
品を含んで成る。すなわち、カテーテル壁の素材中に埋
め込まれかつカテーテルの主要部内で正しい位置にしっ
かり固定される電気的支持ユニット324;および、支持ユ
ニット324からカテーテル壁素材の厚さを通って伸長し
そして周囲環境中で終端する伸長する放電くぎ状物（sp
ike）326。電気系として、電源からの静電放電が電気リ
ード線322を介しカテーテルを通って導入され、そして
要求あり次第電極320に運搬される。電流は支持ユニッ
ト324に運搬され、そして電荷はその後、予め決められ
た大きさの静電スパークとしてカテーテル内部から外側
周囲環境中にくぎ状物326により放電される。

希土類磁石330（もしくは、あるいは他の磁石手段）
が、電極320に隣接して位置を決められ、かつ、遠位端
先端306に固定された整列で取付られる。この希土類磁
石は、望ましくは、ネオジム−鉄−ホウ素合金および／
もしくはコバルト−サマリウム合金で形成される磁性金
属の長方形のブロックとして形成される。「北」および
「南」の極性の言葉での磁的誘引の方向づけは既知かつ
同定可能であることにもまた注意せよ。希土類磁石は、
かように、遠位端に位置を決められかつカテーテルの遠
位先端に軸方向の整列で取付られる磁石手段としてはた
らく。加えて、任意の第二希土類磁石332が、電極320に
側面を接するよう固定された整列で取付られてよい。任
意の第二希土類磁石332は、望ましくは、配置および組
成において磁石330と同一であり；そして整列のための
加えられた磁力を提供する。これらの磁石手段は、親密
に連合した（そして好ましくは隣接して位置を決められ
る）血管内に配置される磁的誘引の別の供給源との近接
に置かれる場合に、生体内でカテーテルの位置の調整を
引き起こすのに十分な誘引力を有する。

比較すれば、電気リード線322、電極320、支持ユニッ
ト324および放電くぎ状物326が集合的にこの態様のため
の血管壁穿孔手段を構成することが認識されることがで
きる。血管壁穿孔手段を構成する電流を運ぶおよびスパ
イク放電の装置全体が、カテーテルの最低１個の希土類
磁石（磁石手段）に隣接して位置を決められ、そしてカ
テーテルの遠位端先端との軸方向の整列で取付られるこ
とに注意せよ。かように、希土類磁石330（および場合
によっては希土類磁石332）を関与させる磁的相互作用
が存在する場合、この静電系は、生体内で血管内で位置
おいて調整されたようになることができ；また、静電放
電は、２個の電極に十分な電位が適用されてAV通路を生
じさせる場合はいつも随意に血管壁を穿孔する手段とし
てはたらくことができる。

生体内条件下での使用の意図された様式は図16により
具体的に説明される。明瞭さの目的上、第一カテーテル
300aは末梢静脈中にあることが仮定される一方、対の第
二カテーテル300bは末梢動脈内にあるとして構想され
る。血管壁は、縦一列に並んだ２個のカテーテルと、そ
れによりこのカテーテル装置を使用してAV通路が生じら
れる機構との間の作業関連を示すためにこの図から削除
されている。

図16により示されるように、第一カテーテル300aと第
二カテーテル300bとの間の唯一の差異は、極性、ならび
に、希土類磁石330a、330b（および場合によっては希土
類磁石332a、332b）の極の方向づけである。各カテーテ
ルが、親密に連合した末梢動脈および静脈を構成する個
々の血管の領域内に置かれていることもまた想起すれ
ば、各希土類磁石の相対する極性は相互に向かってカテ
ーテルを誘引することができることが明らかである。か
ように、対を親密に一緒にする様式でその自身の血管内
で個々にカテーテル300a、300bのそれぞれを動かす経血
管的磁的誘引が起こるのみならず、しかしまた磁的誘引
の強さは、希土類磁石が図16内に示されるように引かれ
そして平行の位置で相互に整列される力（ガウス）にお
いて十分に大きい。この経血管的磁的誘引および別個の
血管に配置された個々のカテーテルの間での平行の整列
の結果は、独立に、電極320a、320bおよび放電くぎ状物
326a、326bを親密に置かれかつ平行に整列されるように
ならせる。実務においては、磁的誘引による十分な整列
が起こっていること、および、適切に小さい距離が個々
の放電くぎ状物の間に存在することを、電極接触子320
a、320bの間の電気抵抗を測定することにより確かめる
こともまた望ましい。Ｘ線透視法は適切なカテーテルの
位置、整列および極の（回転の）方向づけを確認する。

十分な整列の決定がなされた後、静電放電源を連動し
（engaged）、そして電荷を電極の放電くぎ状物に運搬
する。静電荷が蓄積され、放電され、そしてくぎ状物32
6aの一方から他の整列されたくぎ状物326bまで進めら
れ、これにより電気回路を完成する。このようにこの電
気回路を完成することにおいて、電気スパークが、同時
に静脈および動脈の双方について血管壁の部分を蒸発さ
せる。アークスパークは血管組織を蒸発させ、そして血
管の間に共通に穿孔を創製する。動脈中の血液は、動脈
壁中の穿孔を通り、隣接して位置を決められる静脈の血
管壁の穿孔の整列された穴に飛び込む。この様式におい
て、AV通路は完全に、確実にそして要求あり次第生じら
れる。

当該カテーテル装置のこの代替の態様が、血管壁を穿
孔するために静電放電より他の血管壁穿孔手段もまた使
用し得ることが注目されかつ真価をみとめられることが
できる。電気リード線、電極および放電くぎ状物すなわ
ち穿孔手段全体の即座のかつ容易に利用可能な代用（su
bstition）および交替（replacement）は、光ファイバ
ケーブルおよびレーザー（光）エネルギー供給源の使用
である。光ファイバケーブル（複数の光ファイバストラ
ンドから成る）は内管腔を通って運搬され、そして遠位
端先端でカテーテルの管状壁素材を通り抜けて、周囲環
境に露出される光ファイバ端表面として終端する。光フ
ァイバケーブルは、その後、親密に連合した血管の血管
壁を穿孔するための手段として要求あり次第エネルギー
供給源からレーザー（光）エネルギーを伝達しかつ運搬
するとみられる。また、隣接する血管中に存するカテー
テルは、適用されたレーザーエネルギーを拡散しそして
相対する血管壁への傷害を予防するようはたらくとみら
れる。

V.好ましい態様を使用して生体内でAV通路を創製するた
めの具体的に説明する方法 末梢動脈と隣接する静脈との間でAV通路を生じさせる
ためのカテーテル装置を使用する方法論を立証するため
には、具体的に説明する実施例として生存する患者の末
端の特定の解剖学的領域に焦点をあてそしてこれを利用
することが望ましい。この具体的に説明する目的のみの
ため、下に提示される記述は、遠位前腕の橈骨もしくは
尺骨動脈と、親密に連合しかつ隣接して位置を決められ
る静脈との間のAV通路創製を強調しかつこれに制限され
ることができる。しかしながら、この具体的に説明する
記述は一般に単にこうした処置の代表であり；そして随
意にかつ要求あり次第身体の多くの他の解剖学的領域で
表現され得る使用の多くの異なるかつ多様な実施例のほ
んの一例であることが明白に理解されかつ認識されるこ
とができる。従って、いかなる環境下でも、本発明およ
び方法論は、記述される、もしくは使用されるカテーテ
ル装置の特定の態様に制限される（limited）特定の解
剖学的部位にあるべきでないもしくは限定される（rest
ricted）べきでない。

下に提示される具体的に説明する実施例は、本明細書
で前に詳細に記述されたカテーテル装置の好ましい態様
を使用する。明らかに、この好ましい態様は有利な構築
物かつ今日までに開発された最良の形式の構造であると
思われるとは言え、カテーテル装置（単独でもしくは対
で使用されるかどうかに関係なく）の全ての他の代替の
態様もまた、下に記述されるものに類似の様式における
使用に適し（suitable）かつ適切である（appropriat
e）と思われる。加えて、本明細書に既に開示されかつ
本発明の範囲および寛容内にあるカテーテル構築物にお
ける構造成分、設計の特徴および形態の変動の幅広い範
囲および多様性を考えれば、好ましい方法論と異なる、
処置の詳細および使用の形式におけるある小さな変更が
必要とされうることが理解されることができる。

最初に、そして最も重要には、当該方法論は、入念に
訓練されかつ経験を積んだ侵襲的放射線医により病院の
血管造影室において実施されることが意図されることが
認識されかつ真価をみとめられることができる。読者
は、今日侵襲的放射線医により実施される普遍的処置に
精通していることが仮定され；また、本明細書では、読
者を超音波画像法、Ｘ線透視法およびＸ線画像法の慣習
的技術、ならびに対比画像法のための他の放射線医学的
技術に精通させもしくは熟知させるための努力はなされ
ないことができる。読者はまた、カテーテル法の一般的
処置、およびとりわけ本明細書で前に詳細に概説された
改変セルジンガー（Seldinger）技術に精通しているこ
とも仮定される。最後に、読者をこの方法論の精髄に熟
知されたようにすることにおいて手助けするため、なら
びにその重要性および主要な利点の真価をみとめるため
に、図17〜26が包含され；そして、これらの図の直接の
参照および比較が、この方法論の詳細の理解の容易さお
よび完全な会得において手助けすることができる。

当該方法論の第一段階は、上腕動脈もしくはより小さ
く望ましいは総大腿動脈を通っての前腕中の適する末梢
動脈（橈骨もしくは尺骨動脈のような）への経皮的動脈
接近を得ることを必要とする。導入子鞘を、医学論文に
広範囲に記述される慣習的技術を使用して上腕動脈中に
置く。鞘を二頭筋中央（mid−bicep）に置きそして手に
向かって遠位に向ける。血管内超音波プローブ（下で
「IVU」）を、その後、ガイドワイヤの上を前腕動脈血
管中に導入する。これは図17により示され、これは橈骨
動脈中に順行性に進められる血管内超音波プローブを示
す。

IVUは、それが図18により具体的に説明されるように
位置を決められる動脈のすぐ付近における構造の円周的
な超音波の可視化を提供する。示されるように、図18
は、図17により示される位置で橈骨動脈（「Ａ」）にす
ぐ隣接する２個の大きな静脈（「Ｖ」）をはっきりと示
す。橈骨動脈の親密な近接に存する前腕中の静脈が容易
に同定される。静脈中のエコー透明の（echolucent）血
液は、静脈それ自身を取り巻く比較的エコー源性の線維
および脂肪組織ならびに筋肉に対し鋭い対比にあって目
立つ。望ましくは、IVUは、動脈にすぐ隣接して存する
それらの大直径静脈の場所（location）および位置（po
sition）を示すために、橈骨および尺骨の双方の動脈を
独立にかつ連続して通り抜ける。一般には、いくつかの
解剖学的領域が大部分の患者の前腕に存在し、ここで大
直径静脈がこれらの主要な末梢動脈の１もしくは２ミリ
メートル内に進む。これらの解剖学的領域のなかから、
これらの１個がAV通路の発生のために選択される。理想
的には、選ばれた解剖学的領域は前腕のかなり遠位すな
わち末梢であるべきである。なぜなら、これは、大量の
流れに露出される、より多数の静脈、およびかように経
皮的静脈穿刺のためのより多数の潜在的接近部位をもた
らすことができるからである。静脈はそれらの中に一方
向弁を有するため、AV通路に対し遠位の静脈は一般的に
は拡張しないことができる。

この結果は図19により具体的に説明され、ここで、解
剖学的領域が、かなり大きな直径の静脈が動脈壁にすぐ
隣接して存する場所の遠位橈骨動脈中で選択される。選
ばれた解剖学的部位は図20の血管内超音波画像により示
され、これは橈骨動脈管腔の一側に隣接して位置を決め
られる静脈を示す。

第２段階は静脈カテーテルのための静脈接近を得るこ
とであり、これは、最初に、本明細書で前に記述された
筒−栓塞子複合物としての形態をとる。経皮的静脈接近
は望ましくは手首で得る。Ｘ線透視対比静脈造影法を実
施して前腕静脈の解剖学的配列を規定する。Ｘ線透視の
誘導下に、放射線医学的ガイドワイヤを、前腕にAV通路
を生じさせるために選択された解剖学的領域で選ばれた
静脈へ経皮的静脈接近を通って進める。この手技に必要
とされる技術は侵襲的放射線医学の実務に慣習的かつ基
礎的である。この処置はそれぞれ図21および22により具
体的に説明される。Ｘ線透視法はガイドワイヤがIVUプ
ローブに対し親密な近接にあることを示す。加えて、図
22により示されるように、極めてエコー源性のガイドワ
イヤは、IVU画像法により選ばれた静脈管腔内で容易に
可視化されかつ画像化される。この様式において、選ば
れた静脈中の静脈カテーテルの適正な配置が挿入され
る。

図21により示されるように、好ましい静脈筒−栓塞子
複合物10が手首で導入され、そして以前に置かれたガイ
ドワイヤの上を選ばれた静脈中に順行性に進む。Ｘ線透
視法および血管内造影剤が、静脈を通っての静脈カテー
テルの伸長および誘導を援助し；そして正しい位置が同
定され、また、配置が静脈中の選ばれた部位で静脈カテ
ーテルについて確認される。再度、IVUは、選ばれた静
脈の管腔内の静脈カテーテルを容易に示す。

静脈カテーテル（導入子筒−栓塞子複合物の形態）は
直径６〜９フレンチ（およそ２〜3mm）であり；また、
典型的には長さ約40センチメートルであることができる
ことが想起されることができる。近位端で、放射線医
は、配置の間に静脈カテーテルを操作するためのハンド
ルを使用する。静脈カテーテルは、望ましくは、好まし
くは前に記述されたように静脈カテーテル複合体の前進
を助長するために、除去可能な固体の栓塞子をこの相の
間で使用し、この栓塞子は約0.2〜0.5mmの内管腔を有
し、これはその中央軸を下って同軸に伸長し、かつ、ガ
イドワイヤの配置が正しいとして確かめられた後に静脈
カテーテル複合体が適正な位置にガイドワイヤの上を同
軸に進められることを可能にする。

良好な位置決定および配置が静脈カテーテル（導入子
筒−栓塞子複合物の形態）について確かめられ（verifi
ed）かつ確認され（confirmed）れば、IUVプローブを除
去し、そして本明細書で前に記述された動脈カテーテル
200で取って代わる。動脈カテーテル構築物は本質的な
可撓性を提供し、また、その静脈相対物よりずっと長い
軸方向長さを提供する。典型的には、動脈カテーテルは
約５〜７フレンチ（直径およそ1.5〜2mm）の外径を有
し、また、約100センチメートルの典型的長さを有して
接近可能な動脈における配置を助長する。しかしなが
ら、位置を決められたガイドワイヤがカテーテルの100c
mの長さ全体を内部で通り抜けることは厄介かつ困難で
あり得る。この理由から、（IVUプローブにほぼ似た）
動脈カテーテルは、典型的に、短い長さの非軸対称性の
通路、すなわち遠位端先端の中心から約1cmの距離を横
道にそれて伸長しそして遠位端から約1cmのカテーテル
の側壁で終わる管腔を有する。この短い非軸対称性の管
腔は、遠位端先端での挿入後、ガイドワイヤのための通
路の外面化された「モノレール」形式を提供し；また、
動脈カテーテルが、カテーテルの軸方向長さ全体を通っ
てガイドワイヤを内部に進める必要なしに適正な配置の
ガイドワイヤの上を進められることを可能にする。カテ
ーテルを通る外面化されたガイドワイヤの通過のこの
「モノレール」形式は慣習的に知られ、適正な配置を助
長し、そして生体内で動脈カテーテルの位置を決める場
合に、放射線医にカテーテルのより良好な制御を提供す
る。

動脈カテーテルの操作および導入はそれぞれ図23およ
び図24により具体的に説明される。図23により示される
ように、血管内超音波プローブが除去された後、動脈カ
テーテルが以前に位置を決められたガイドワイヤの上を
進められ、動脈に導入され、そして以前にIVUプローブ
により保持された選ばれた解剖学的部位に進められる。
さらに、図24により具体的に説明されるように、Ｘ線透
視法は、親密に連合した静脈中の静脈カテーテルに関し
ての動脈カテーテルの位置決定の間に良好かつ適正な整
列が存在する場合に現す（reveals）。かように、Ｘ線
透視の誘導下に、動脈カテーテルは、以前にIVUプロー
ブにより占拠された選ばれた位置に、ガイドワイヤの上
を橈骨動脈中に進められる。

静脈カテーテルに対する動脈カテーテルの親密な近接
が存在することを確かめた後、相対的な位置を、カテー
テルのそれぞれの上の放射線不透過マーカーが慎重に整
列になるように、Ｘ線透視下で慎重に調整する。加え
て、導入子筒上の橈骨動脈の放射線不透過マーカーは、
回転位置が、遠位窓の正しい方向づけを保証するように
Ｘ線透視的に調整されることを可能にする。かように、
正しく整列される場合、（それぞれその個々の血管内
の）２個のカテーテルは、約35mmの推定される距離の間
で重なり合うことができる。重なり合う距離が十分であ
るように思われない場合、もしくは放射線医が２個のカ
テーテル先端が適正に配置されることが確信のない場
合、カテーテルのそれぞれは、適正な整列を確かめかつ
確認するために必要とされる限り位置において調整され
てよい。

正しくかつ適正な整列が生体内で動脈カテーテルと静
脈カテーテルとの間でなされている場合、かつその場合
のみ、栓塞子成分が静脈導入子筒から除去されそして前
に記述された管状切断工具で取って代わられる。管状切
断工具は栓塞子と同じ寸法をもつ半剛性棒材であり、ま
た、動脈カテーテル遠位端内の希土類磁石を誘引するの
に適正な大きさおよび方向づけを有する希土類磁石の対
を含んで成る。この磁的誘引力は希土類磁石の２個の相
対する対の間で経血管的誘引を引き起こすことができ；
また、磁的誘引力は、動脈カテーテルおよび静脈カテー
テルが磁的相互作用の結果（result）および結果（cons
equence）として個々に位置において調整することがで
きるように十分な大きさのものである。この事象および
効果は図25により具体的に説明され、ここで橈骨動脈内
に存する動脈カテーテルは、隣接する静脈内に存する静
脈カテーテルの磁石手段との磁的相互作用の結果とし
て、適正な整列および正確な位置決定に動く。この経血
管的磁的誘引および２個のカテーテルの間の位置の調整
が起こった後、静脈カテーテルの遠位端の血管壁穿孔手
段が随意にかつ要求あり次第活動化されてその正確な場
所でAV通路を生じさせうる。

使用される静脈カテーテル10の好ましい態様は高周波
電極を利用し、これは、持ち上げ型板の上の制御された
軌跡中を滑り、また、型板の軌跡の上の移動の結果とし
て窓を通って露出されるようになる。滑り電極は管状切
断工具の長さを走る滑りワイヤによって活動化され；ま
た、作動ワイヤは、好ましくは、放射線医により保持さ
れる近位端のハンドル中のスクリュー機構により嵌合さ
れる。活動化されれば、電極は、窓を通っての静脈カテ
ーテルの外側への電極の突出をもたらす持ち上げ型板上
の曲線の軌跡に沿って動かされる。同時に、高周波電流
が伝導性作動ワイヤによって滑り電極に送達され；そし
て、動脈カテーテル中の接地電極が、血管穿孔が進行す
るための電気回路を完成する。静脈カテーテルからの電
極の突出の程度は、滑り電極が、静脈カテーテルに直接
隣接する整列された平行の位置にある動脈カテーテルの
接地電極の素材に衝突するようである。この環境は図26
により具体的に説明される。

この様式において、静脈カテーテルの突出する滑り電
極は、切開の所望の長さに依存して軸方向に8mmまで動
かされ得；また、動脈カテーテルの接地電極は（図26に
より示されるように）高周波電気回路を完成する。選ば
れた解剖学部位で高周波電気回路を完成すること、およ
び、完成された回路に適切な電流を送達することによ
り、静脈血管壁および動脈血管壁の直接のかつ効果的な
穿孔が要求あり次第同時に達成され得る。

完成された回路への高周波電気エネルギーの送達と同
時に、ボーラスの圧縮二酸化炭素ガスが動脈およびすぐ
隣接する静脈双方の管腔に導入される。CO2ガスは、一
過性に、双方の血管壁を穿孔する過程の間に選ばれた解
剖学的部位で血液を置き換える。血液は電気的に伝導性
の媒体であるため、CO2ガスの置換は、高周波電極と血
管壁との間の接触点で電流密度を増大させ、そして双方
の血管壁の穿孔を同時に助長するする一方、それが生じ
る組織破壊の量を最小限にする。二酸化炭素は極めて可
溶性でありそして従って気体塞栓症をもたらさない。大
量の圧縮CO2ガスは、生体内で有害な影響を被ることな
く静脈内におよび動脈内に導入され得ることが以前に
（実験的におよび臨床的に）示されている。

血管壁穿孔過程が満足に終了しそしてAV通路が選ばれ
た解剖学的部位で創製された後、高周波電流が中断さ
れ；また、滑り電極が解放されそして静脈カテーテルの
保護的内部に引っ込められる。静脈切断工具が、その
後、動脈カテーテルを動脈内のその以前の位置にしっか
りと保持する際に、静脈筒成分に関して２〜5mm近位に
引っ込められる。筒から静脈切断工具を引っ込めるこの
動作は経血管的磁的誘引が破壊されることを引き起こす
一方、動脈カテーテルは穿孔部位でその以前の整列され
た位置に不変で維持される。放射線不透過の造影剤が、
その後、動脈カテーテルの内管腔を介して動脈に注入さ
れ得；そしてAV通路がＸ線透過的に評価される。通路部
位での放血の証拠は、従って、同様に排除され得る。

この方法論および処置の結果は、生体内の慎重に選ば
れかつ確かめられた血管の解剖学的部位での親密に連合
した動脈と静脈との間の要求あり次第のAV通路の発生で
ある。放射線医は、いかなる本質的様式においても、患
者もしくは末梢血液循環への危険（risk）もしくは危険
（hazard）なしに、血管壁穿孔手段（この好ましい態様
においては高周波電極回路部品）を活動化するのに先立
ついかなる時点でも一連の段階を停止し得る。さらに、
当該方法論は、放射線医が解剖学的部位の場所の彼の選
択を反復して評価し、確かめ、そして確認すること；動
脈カテーテルの整列および位置決定、ならびに静脈カテ
ーテルの整列の方向づけおよび位置決定に注目するこ
と；そして、生体内のカテーテルの１個もしくは双方に
ついての位置の変化をもたらす経血管的磁的誘引の適正
な結果（result）および結果（consequence）を達成す
ること（これらは全て、血管壁を物理的に穿孔する手段
を連動し、そして動脈と隣接して位置を決められた静脈
との間で開口を生じさせるのに先立って起こる）を可能
にする。

VI.具体的に説明する応用および使用 多数の意図された応用および例示的な使用が下に簡潔
に記述される。これらのそれぞれは、単に、本発明に関
する使用の代表的な一例であり；そして、現在、カテー
テル装置が患者の利益のために有利に使用され得る、多
くの他の応用が存在する。

A.血液透析接近 PAVFC技術の主要な利点は外科的処置の回避である。
先に述べられたように、腎不全患者は損なわれた傷の治
癒および増大された傷感染症の発生率を有する。加え
て、腎不全は大きくない程度の免疫抑制を伴う。こうい
うように、傷感染症は、敗血症および潜在的に致命的な
合併症に容易につながり得る。切開を必要とすることな
く血液透析接近の創製を可能にする技術は非常に魅力的
である。加えて、この処置は麻酔薬および麻酔科医、ま
たは手術室の時間および人員を必要としないとみられ、
そして従ってより少ない費用で実施され得るとみられ
る。

先に論考された理由から、通路はプロテーゼ動静脈シ
ャントを上回って好まれる。しかしながら、不幸なこと
に、外科的接近はしばしば遠位橈骨動脈に制限され；ま
た、しばしば、この領域には十分な大きさの静脈が存在
しない。PAVFC技術は、外科的露出が問題があるとみら
れる領域での通路形成を可能にする。こういうように、
利用可能なより潜在的な部位が存在する。これは静脈の
もつれの危険なしにより理想的な通路が創製されること
を可能にする。

PAVFC技術は、最も好都合な解剖学的部位を同定する
ための血管内超音波による末端全体の近動静脈系の評価
を可能にし、そして静脈直径の正確な評価を提供する。
外科的吻合が小さな大きさもしくは薄い壁のため困難で
あるとみられる静脈は、PAVFCにより容易に取り扱われ
そして利用される。より重要には、血管は切開もしくは
操作されず、薄弱な脈管の脈管を保存し、これは開存性
を向上させることができる。

この技術での潜在的問題はほとんどなく、また、主と
して出血の危険に関する。解剖学的に好都合の部位が選
択される場合、この危険は極めて小さくなることができ
る。出血の場合は、腕の拡大する血腫が臨床的に明らか
であり、そして血圧カフもしくは手による圧迫を使用す
る直接の圧で容易に制御される。圧迫が不十分と判明す
る患者を外科的に探査することが必要と判明することが
ある。腕の静脈の解剖学的配列のＸ線透視の可視化を助
長するための静脈造影剤を使用する危険は、処置後にAV
通路の十分さを援助する動脈内造影剤の危険がそうであ
るように、小さい。

B.門脈高血圧および静静脈通路 門脈高血圧は末期肝硬変および他の形態の肝疾患の合
併症として発症する。門脈は小腸から肝まで配液する
（drain）。血液は全身の静脈系に入る前に肝を通って
濾過され、そして心に戻る。肝がひどく病的になる場
合、門脈流に対する抵抗が増大する。フィルター機構が
「詰まらせられた」ようになる。結果として、門脈系の
圧が増大し、これは天然に存在する門脈−全身静脈連結
の大規模な拡張をもたらす。

門脈−全身静脈連結のそうした一領域が胃食道接合部
（胃の頂上近く）にある。これらの薄壁の大規模に拡張
された静脈はしばしば自発的に破裂し、放血する上部消
化管出血をもたらし、これは頻繁に致死的である。外科
的療法は、門脈もしくはその主要な分枝と全身静脈系、
通常は下大静脈との間にシャントを創製することにより
門脈圧を低下させることに向けられる。この手術は大部
分の患者で門脈圧を低下させることにおいて有効であ
り、そして通常は付加的な出血症状発現を予防する。こ
の処置は、しかしながら、極めて危険である。進行した
肝疾患の患者は、早期、中期および後記の肝不全の患者
における門脈大静脈バイパスについてそれぞれ10％、50
％および80％の報告された手術死亡率で外科手術に不十
分に耐える。

門脈−全身連結の経皮的創製は若干の成功を伴い多く
の施設で実施されている。現在の技術は、しかしなが
ら、親密に隣接した門脈および全身静脈の同定を可能に
せず、隣接する静脈を親密な近接に導く磁的誘引を利用
せず、また、連結を創製するために高周波電流、レーザ
ーエネルギーもしくは静電放電を利用しない。現在の経
皮的技術のこれらの修飾のそれぞれは大きな技術的進歩
を表し、そして、より大きな門脈全身連結およびより良
好な門脈減圧をもたらすことができる。こういうよう
に、PAVFCのカテーテルおよび技術はこの分野で極めて
有用である。１個のカテーテルが大腿静脈および頸静脈
を介して導入され、そして門脈のレベルまで下大静脈中
に進められる。第二のカテーテルが経皮経肝的穿刺によ
ってもしくは経頸静脈−肝アプローチにより門脈系に導
入される。２個のカテーテルの近接は、透析接近につい
て記述されたように、血管内超音波およびＸ線透視法を
用いて達成される。多様な静静脈通路がこの様式で生じ
られ得る。

C.移植片材料の創製 PAVFCのカテーテルおよび技術は、その後の最小侵襲
的冠動脈バイパス移植（Minimally Invasive Coronary
Artery Bypass Grafting）（MICABG）を見越した適する
導管すなわち移植片材料の創製において有用である。MI
CABGは、封鎖された冠動脈が心肺バイパスもしくは心停
止を必要とすることなしに迂回されることを可能にす
る、迅速に進化する技術である。

伝統的に、患者が医学的管理もしくは血管形成術に従
わない冠動脈の決定的な狭窄を発症する場合、慣習的な
冠動脈バイパス術が実施される。患者の胸が開かれ、そ
して心が大動脈および右心房に挿入された大型カニュー
レによって人工心肺に取り付けられる。人工心肺は血液
をポンプで送り出しかつ血液に酸素を送り込み、外科医
が、脳、腎および他の生命維持に必要な器官への血流を
中断することなく機械的および薬理学的手段により一時
的に心を停止することを可能にする。クランプが上行大
動脈に置かれ、これは心から血液を奪い、そして心の活
動の停止をもたらす。このクランプはまた、患者の脚か
ら収穫された伏在静脈の区分の近位端が血液を含まない
環境で大動脈に取付られることを可能にする。静脈移植
片の遠位端は決定的な狭窄の領域を越えた冠動脈に取付
られる。若干の冠動脈は左もしくは右内***動脈で迂回
される。***移植片の長期開存性は静脈移植片でみられ
るものよりずっと良好である。加えて、近位の吻合は必
要でない。なぜなら、***動脈は既に動脈樹状構造の分
枝であり、そして従ってインシトゥの近位動脈を出るに
もかかわらず動脈流を運ぶからである。交差クランプが
その後除去され、そして血流が心に復帰される。

MICABGは、慣習的バイパス術より少なく危険である可
能性を有する外科的血管再生の新たな一方法である。慣
習的な冠動脈バイパスに伴う罹患率の全部でない場合は
大部分は、心肺バイパスおよび一時的心停止に関する。
MICABG技術は、外科医がこれらの手技を必要とすること
なく肝動脈を移植することを可能にする。しかしなが
ら、MICABGは制限がないわけではない。この技術で、心
は鼓動することならびに高圧で血液を噴出しそして上行
大動脈を通って流すことを継続する。こういうように、
静脈移植片を大動脈に取付けることは現在可能でない。
全ての移植は従って動脈で実施されなければならない。
なぜなら、それらは近位の吻合を必要としないからであ
る。移植片としての使用に適する胸動脈は、不幸なこと
に、不足の供給にある。左および右内***動脈のみが使
用すべきであるのに十分な直径および長さのものであ
る。胃大網動脈は移植に使用され得るが、しかし収穫の
ために開腹術を必要とし、そして技術的により要求が難
しい。

PAVFCのカテーテルおよび技術は、MICABGを受けてい
る患者で使用すべきものである。12対の肋骨のそれぞれ
がそれと親密に連合した神経血管束を有する。この束は
知覚神経、動脈および親密に連合した静脈を含有する。
動脈は直径わずか１ないし1.5mmであり、そしてこうい
うように、移植片として使用されるのに不十分な直径の
ものである。しかしながら、通路が遠位肋間動脈と静脈
との間で創製される場合、双方の薄壁の血管は時間とと
もに拡張することができる。増大された流れからの肋間
動脈のこの拡張は大動脈の縮窄のある患者で臨床的に観
察される。MICABGを受けることを選択的に予定される患
者は、予期される心臓手術のおよそ６週間前に、PAVFC
技術を用いてより大きな肋間動脈の１個もしくはそれ以
上で創製された遠位肋間通路を有し得る。拡大された動
脈はその後可動化され得、肺に中膜をもたらされ得、そ
して、左および右内***動脈について使用されるものと
同一の様式で動脈移植片として使用され得る。

本発明は、本明細書に付属される請求の範囲によるこ
とを除き、形態において限定されるべきでなく、また、
範囲においても制限されるべきでない。

図面の簡単な説明 図1A〜1Eは、一連の操作的段階としての改変セルジン
ガー（Seldinger）技術を具体的に説明する。

図２は、動静脈通路を生じさせるのに使用される静脈
カテーテルの好ましい態様を示す頭上からの図である。

図３は、動静脈通路を生じさせるのに使用される動脈
カテーテルの好ましい態様を示す頭上からの図である。

図４は、図２の好ましい静脈カテーテルの構成部品を
形成する静脈導入子筒の頭上からの図である。

図５は、図４の導入子筒中にぴったり合いかつ図２の
好ましい静脈カテーテルの構成部品を形成する静脈栓塞
子の頭上からの図である。

図６は、共同した図４の静脈導入子筒および図５の静
脈栓塞子の頭上からの図である。

図７は、図２の好ましい静脈カテーテルの構成部品を
形成する管状切断工具の頭上からの図である。

図８は、図７の管状切断工具の遠位端の部分的断面図
である。

図9A〜9Dは、図７の管状切断工具中の血管壁穿孔手段
の活動化の結果を示す連続的断面図である。

図10は、共同した図４の静脈導入子筒および図７の管
状切断工具を示す頭上からの図である。

図11は、図３の動脈カテーテルの遠位端の側面図であ
る。

図12は、磁的誘引および相互作用の結果としての適正
な平行の整列にある、図２の好ましい静脈カテーテルお
よび図３の好ましい動脈カテーテルの部分的断面図であ
る。

図13は、生体内で動静脈通路を生じさせるのに適する
カテーテルの第二の代替の態様の遠位端の側面図であ
る。

図14は、図13の代替のカテーテルの態様の軸方向断面
図である。

図15は、図13の第二の代替のカテーテルの態様の軸Y
Y'に沿った断面図である。

図16は、動静脈通路を生じさせるための適正な平行の
整列にある一対の代替の態様のカテーテルの軸方向断面
図である。

図17は、血管内超音波プローブが橈骨動脈内に伸長し
ているヒトの前腕の血管系の図解である。

図18は、図17のプローブを使用した、橈骨動脈壁およ
び隣接して位置を決められる静脈を示す、血管内超音波
創製画像の図解である。

図19は、動脈−静脈近接の部位の橈骨動脈内の伸長さ
れた血管内超音波プローブの図解である。

図20は、図19のプローブを使用した、橈骨動脈壁およ
びすぐ隣接する静脈を示す超音波創製画像の図解であ
る。

図21は、静脈筒−栓塞子複合体の経皮的導入、および
橈骨動脈中の超音波プローブ近くのその配置を示す図解
である。

図22は、動脈−静脈近接の部位の選択された静脈中で
複合体形成された静脈筒−栓塞子の存在を示す、超音波
創製画像の図解である。

図23は、模造された生体内条件下の隣接する血管中の
静脈カテーテルおよび動脈カテーテルを示す図解であ
る。

図24は、図23の静脈カテーテルと動脈カテーテルとの
間の整列を示す、Ｘ線透視創製画像の図解である。

図25は、模造された生体内条件下の静脈カテーテルの
遠位端と動脈カテーテルの遠位端との間の整列の重なり
合いの断面図である。

図26は、血管壁を穿孔して動静脈通路を生じさせる動
作を示す、整列された静脈カテーテルおよび動脈カテー
テルの断面の図解である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 米国特許5353807（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 17/11 A61B 17/36 A61M 25/00 306

Claims (12)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】生体内の選ばれた解剖学部位で血管の間に
   通路を生成するためのカテーテル装置であって、血管の
   壁の穴を介して経皮的に導入され、血管を通って延びる
   ようになっている、血管の間に通路を生成するためのカ
   テーテル装置において、 生体内の血管の壁に外科的に生成された穴を介して経皮
   的に導入される中空鞘と、 該中空鞘を介して血管の壁の穴を介して経皮的に導入さ
   れ、次いで、選ばれた解剖学的部位に生体内で血管内に
   延びる通路生成血管カテーテルとを具備し、 該通路生成血管カテーテルが、 （ａ）血管の壁の穴を介して入り、次いで、生体内で血
   管内に延び、固定された軸方向長さ、近位端、遠位端、
   および予め決められた容積の最低１個の中管腔を有する
   血管カテーテル管、 （ｂ）血管の壁の穴を介して入り、選ばれた解剖学的部
   位への生体内での血管を通っての該血管カテーテル管の
   血管内の誘導に適した遠位端管先端、 （ｃ）該血管カテーテル管の該内管腔内に位置決めさ
   れ、かつ該遠位端管先端と軸方向に一直線になるように
   取付られた磁石手段であって、血管内に配置された磁的
   誘引源と近接して配置された場合に、該血管カテーテル
   管を位置決めするのに十分な磁力を有する磁石手段、 （ｄ）該磁石手段から分離しておりかつ隣接して、該遠
   位端管端において、該血管カテーテル管の該内管腔内に
   位置を決められ、かつ該遠位端管先端と軸方向に一直線
   に取付られた血管壁穿孔手段であって、生体内で血管内
   に配置された磁的誘引源と磁気的に近接した場合に、該
   磁石手段の磁力によって血管内の所定位置に調整される
   血管壁穿孔手段、および （ｅ）該血管壁穿孔手段が選ばれた解剖学的部位におい
   て血管の壁を穿孔して、血管の間で生体内で通路を生成
   するように、該血管カテーテル管の該血管壁穿孔手段を
   作動する遠隔作動手段 を具備することを特徴とする血管の間に通路を生成する
   ためのカテーテル装置。
2. 【請求項２】前記磁石手段が最低１個の希土類磁石を含
   んでいる請求項１の血管の間に通路を生成するためのカ
   テーテル装置。
3. 【請求項３】前記磁石手段が最低１個の電磁石を含んで
   いる請求項１の血管の間に通路を生成するためのカテー
   テル装置。
4. 【請求項４】前記血管壁穿孔手段が、高周波電気回路部
   品手段、静電放電手段、機械的切断手段およびレーザー
   光エネルギー運搬手段から成る群から選択される請求項
   １の血管の間に通路を生成するためのカテーテル装置。
5. 【請求項５】生体内の選ばれた解剖学部位で血管の間に
   通路を生成するためのカテーテル装置であって、血管へ
   経皮的に導入され、血管を通って延びるようになってい
   る、血管の間に通路を生成するためのカテーテル装置に
   おいて、 個々に、生体内の２つの異なった血管の壁に外科的に生
   成された穴を介して経皮的に導入される１対の中空鞘
   と、 個々に、該中空鞘を介して血管の壁の穴を介して経皮的
   に導入され、次いで、異なった血管内に個々に延びる１
   対の通路生成血管カテーテルとを具備し、 該通路生成血管カテーテルの少なくとも１つが、 （ａ）血管の壁の穴を介して入り、次いで、生体内で血
   管内に延び、固定された軸方向長さ、近位端、遠位端、
   および予め決められた容積の最低１個の内管腔を有する
   血管カテーテル管、 （ｂ）血管の壁の穴を介して入り、選ばれた解剖学的部
   位への生体内での血管を通っての該血管カテーテル管の
   血管内の誘導に適した遠位端管先端、 （ｃ）該遠位端において該血管カテーテル管の該内管腔
   内に位置を決められ、かつ該遠位端管先端と軸方向に一
   直線になるように取付られた磁石手段であって、血管内
   に配置される磁的誘引源と近接して配置された場合に、
   該血管カテーテル管を位置決めするのに十分な磁力を有
   する磁石手段、 （ｄ）該磁石手段から分離して隣接して該遠位管におい
   て該血管カテーテル管の該内管腔内に位置を決められ、
   かつ該遠位端管先端と軸方向に一直線に取付られた血管
   壁穿孔手段であって、生体内で血管内に配置された磁的
   誘引源と近接した場合、該磁石手段の磁力によって血管
   内の所定位置に調整される血管壁穿孔手段、および （ｅ）該血管壁穿孔手段が選ばれた解剖学的部位におい
   て血管の壁を穿孔して、血管の間で生体内で通路を生じ
   させるように、該血管カテーテル管の該血管壁穿孔手段
   を作動する遠隔作動手段を備えており、 該１対の通路生成血管カテーテルの他方が、 （ａ）血管の壁の穴を介して入り、次いで、血管内に延
   び、固定された軸方向長さ、近位端、遠位端、および予
   め決められた容積の最低１個の内管腔を有する血管カテ
   ーテル管、および （ｂ）該血管カテーテル管の該内管腔内に位置決めされ
   た磁気誘引源を備えている ことを特徴とする血管の間に通路を生成するためのカテ
   ーテル装置。
6. 【請求項６】前記磁石手段が最低１個の希土類磁石を含
   んでいる請求項５の血管の間に通路を生成するためのカ
   テーテル装置。
7. 【請求項７】前記磁石手段が最低１個の電磁石を含んで
   いる請求項５の血管の間に通路を生成するためのカテー
   テル装置。
8. 【請求項８】前記血管壁穿孔手段が、高周波電気回路部
   品手段、静電放電手段、機械的切断手段およびレーザー
   光エネルギー運搬手段から成る群から選択される請求項
   ５の血管の間に通路を生成するためのカテーテル装置。
9. 【請求項９】生体内の選ばれた解剖学部位で血管の間に
   通路を生成するためのカテーテル装置であって、血管へ
   経皮的に導入され、血管を通って延びるようになってい
   る、血管の間に通路を生成するためのカテーテル装置に
   おいて、 個々に、生体内の２つの異なった血管の壁に外科的に生
   成された穴を介して経皮的に導入される１対の中空鞘
   と、 個々に、該中空鞘を介して血管の壁の穴を介して経皮的
   に導入され、次いで、異なった血管内に個々に延びる、
   第１および第２の通路生成血管カテーテルとを具備し、 該第１の通路生成血管カテーテルが、 （ａ）血管の壁の穴を介して入り、次いで、生体内で血
   管内に延び、固定された軸方向長さ、近位端、遠位端、
   および予め決められた容積の最低１個の内管腔を有する
   第１の血管カテーテル管、 （ｂ）血管の壁の穴を介して入り、選ばれた解剖学的部
   位への該第１の血管カテーテル管の生体内の血管内の誘
   導に適した第１の遠位端管先端、 （ｃ）該遠位端での該第１の血管カテーテル管の該内管
   腔内に位置を決められ、かつ該第１の遠位端管先端と軸
   方向に一直線になるように取付られた第１の磁石手段で
   あって、生体内の血管内に配置された磁的誘引源と磁気
   的に近接した場合に、該第１の血管カテーテル管を位置
   決めするのに十分な磁力を有する第１の磁石手段、 （ｄ）該第１の磁石手段に分離しておりかつ隣接する該
   第１の遠位端管端において該第１の血管カテーテル管の
   該内管腔内に位置を決められ、かつ該第１の遠位端管先
   端と軸方向に一直線に取付られた血管壁穿孔手段の第１
   の構成部材であって、該血管壁穿孔手段の該第１の構成
   部材と該第１の血管カテーテル管が、生体内で血管内に
   配置された磁的誘引源と近接した場合、該磁石手段の磁
   力によって血管内の所定位置に調整される血管壁穿孔手
   段の第１の構成部材、および （ｅ）選ばれた解剖学的部位において血管の間に通路が
   生成されるように、生体内で該第１の血管カテーテル管
   の該血管壁穿孔手段の該第１の構成部材を作動する遠隔
   作動手段を備えており、 該第２の通路生成血管カテーテルが、 （ａ）血管の壁の穴を介して入り、次いで、生体内で血
   管内に延び、固定された軸方向長さ、近位端、遠位端、
   および予め決められた容積の最低１個の内管孔を有する
   第２の血管カテーテル管、 （ｂ）血管の壁の穴を介して入り、選ばれた解剖学的部
   位への該血管カテーテル管の生体内の血管内の誘導に適
   した第２の遠位端管先端、 （ｃ）該第２の遠位端での該第２の血管カテーテル管の
   該内管腔内に位置を決められ、かつ該第２の遠位端管先
   端と軸方向に一直線になるように取付られた第２の磁石
   手段であって、生体内の該第１の血管カテーテルの該第
   １の磁石手段に磁気的に近接した場合に、該第２の血管
   カテーテル管を血管内の所定位置に調整するのに十分な
   磁力の源である第２の第２の磁石手段、および （ｄ）該第２の磁石手段から分離しておりかつ隣接する
   該第２の遠位端管端において該第２の血管カテーテル管
   内に位置を決められ、かつ該第２の遠位端管先端と軸方
   向に一直線に取付られた血管壁穿孔手段の第２の構成部
   材であって、該血管壁穿孔手段の該第２の構成部材が、
   該第２の血管カテーテル管の該第２の磁石手段の磁力に
   よって血管内の所定位置に調整され、選ばれた解剖学的
   部位において生体内で血管の間に通路が生成されるよう
   に、該血管壁穿孔手段の第１の構成部材と共に作動する
   血管壁穿孔手段の第２の構成部材を備えている ことを特徴とするカテーテル装置。
10. 【請求項１０】前記磁石手段が最低１個の希土類磁石を
    含んでいる請求項９の血管の間に通路を生成するための
    カテーテル装置。
11. 【請求項１１】前記磁石手段が最低１個の電磁石を含ん
    でいる請求項９の血管の間に通路を生成するためのカテ
    ーテル装置。
12. 【請求項１２】前記血管壁穿孔手段が、高周波電気回路
    部品手段、静電放電手段、機械的切断手段およびレーザ
    ー光エネルギー運搬手段から成る群から選択される請求
    項９の血管の間に通路を生成するためのカテーテル装
    置。