JP5346587B2 - 光線力学的治療（ｐｄｔ）を利用した異常電気伝導遮断装置 - Google Patents
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Description
本発明は細胞の異常電気伝導や異常興奮発生による心房細動等の不整脈の治療及び光線力学的治療の分野に関し、光線力学的治療を利用した装置に関する。
頻脈性不整脈（ｔａｃｈｙａｒｒｈｙｔｈｍｉａ）とは、異常興奮の正常な心筋組織への伝達によって、若しくは心筋組織内に電気的興奮の旋回回路（リエントリー回路）が形成されることにより、発生する不整脈である。通常、心臓の興奮は洞房結節からの興奮によって正常なレート（洞調律）にコントロールされているが、頻脈性不整脈の場合、一部の心臓組織からの異常興奮によって心拍が洞調律よりも速いレートで持続する。リエントリー回路とは心筋組織に伝達障害部位が存在することなどにより、正常な電気興奮伝達が行われず回路状に興奮が旋回している部分を指す。このリエントリー回路は頻脈性不整脈の持続に関わっており、一方で異常興奮発生と伝達は頻脈性不整脈の発作原因となる。例えば房室結節リエントリー性頻拍（Ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｎｏｄａｌ Ｒｅｅｎｔｒｙ Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ：ＡＶＮＲＴ）は心房期外収縮を発作原因とし、房室結節と心房の一部にリエントリー回路が形成されることで維持される不整脈である。この場合、根治療法としてリエントリー回路の一部をカテーテルアブレーションなどによって遮断する方法がある。また、発作原因が特定部位に存在することが判明しており、発作を止めるための根治療法が行われる頻脈性不整脈としては心房細動（Ａｔｉｒａｌ Ｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ：ＡＦ）等がある。
例えば、心房細動（Ａｔｉｒａｌ Ｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ：ＡＦ）とは、心不整脈の一種であり、不規則な心房興奮による不整脈をいい、脳梗塞などの血栓閉塞症の原因となる。心房細動が発作的な発生は、心筋組織における左心房（ＬＡ）から肺静脈（ＰＶ）への電気信号の迷入の存在が原因となる。心房細動時、房室結節は、洞房結節からだけではなく、心房全体の多数の箇所から電気インパルスを受け取る。房室結節はこれを処理しきれず、不規則で速い心拍を生み出すようになる。その結果、心房に血液が貯留し、血栓が形成されるリスクが高くなる。心房細動の主なリスク因子としては、年齢、冠動脈疾患、リウマチ性心疾患、高血圧、糖尿病、甲状腺中毒症などがある。心房細動は、ｆｏｃａｌ ａｃｔｉｖｉｔｙの肺静脈から左心房への電気伝導を止めることにより治療することができる。例えば、カテーテルを左心房の一部に到達するように挿入し、異常興奮伝導路を高周波、超音波等を用いて焼灼し、その部分の細胞を壊死させるカテーテルアブレーションにより治療することが可能である（特許文献１及び非特許文献１〜４等を参照）。カテーテルアブレーションによる治療法には、バルーンカテーテルを用いて超音波、高周波により治療するバルーンカテーテルアブレーション等があった。
しかしながら、これらの従来のカテーテルアブレーション治療においては、心房組織の一部細胞を熱による壊死させるため、心房組織へのダメージが大きかった。また、強度の焼灼により、組織炭化、血栓形成、周辺組織である食道などの穿孔といった副作用が発生することがあった。
従って、心房組織及び周辺組織へのダメージが少なく、心房組織に対する熱的なダメージを制御する貫壁性の治療方法が望まれていた。
一般には、光線力学的治療は癌治療等に利用されている。光線力学的治療（Ｐｈｏｔｏｄｙｎａｍｉｃ Ｔｈｅｒａｐｙ：ＰＤＴ、光化学治療ともいう）は、早期癌の内視鏡下治療の他、種々の治療への適用が検討されている（特許文献２及び３等を参照）。ＰＤＴとは、ある種のポルフィリン誘導体等の光増感剤を静脈注射等の方法により投与し、癌組織等の病変が認められ、治療を施そうとする組織病変部に選択的に吸収・集積させた後に、レーザ光等の光線を照射することにより該組織を破壊する治療法であり、光増感剤が病変部へ選択的に集積するという性質と光により増感されるという性質を利用したものである。ただし、現在は集積性を利用しない治療方法も散見される。光線照射により病変部に取り込まれた光増感剤が励起され、増感剤のエネルギーが病変部内に存在する酸素に移乗して活性な一重項酸素を生成し、該活性酸素が病変部の細胞をアポトーシス若しくはネクロシスにより死滅させるというメカニズムによる。
また、バルーンカテーテルを用い、薬剤として脂溶性のポルフィリンを用いた、光線力学的治療を用いて不整脈を治療する方法についても報告されていたが（特許文献４）、治療の条件等についての詳細は報告されていなかった。
特開２００４−１３００９５号公報
特許第２９６１０７４号公報
特公平７−５３７３３号公報
米国特許出願公開第ＵＳ２００２／００９５１９７号明細書
Ｃａｒｌｏ Ｐａｐｐｏｎｅ ｅｔ ａｌ．，Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ ２０００；１０２；２６１９−２６２８
Ｍａｔｈａｎｉｅｌ Ｍ．Ｆｒｉｅｄ ｅｔ ａｌ．，Ｌａｓｅｒｓ ｉｎ Ｓｕｒｇｅｒｙ ａｎｄ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２８：１９７−２０３（２００１）
Ｋａｚｕｓｈｉ Ｔａｎａｋａ ｅｔ ａｌ．，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｃｏｌｌｅｇｅ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ，Ｖｏｌ．３８，Ｎｏ．７．Ｄｅｃｅｍｂｅｒ ２００１，２０７９−２０８６
ＷＡＬＩＤ ＳＡＬＩＢＡ ｅｔ ａｌ．，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ，Ｖｏｌｕｍｅ １３，Ｎｏ．１０，Ｏｃｔｏｂｅｒ ２００２，９５７−９６１
例えば、心房細動（Ａｔｉｒａｌ Ｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ：ＡＦ）とは、心不整脈の一種であり、不規則な心房興奮による不整脈をいい、脳梗塞などの血栓閉塞症の原因となる。心房細動が発作的な発生は、心筋組織における左心房（ＬＡ）から肺静脈（ＰＶ）への電気信号の迷入の存在が原因となる。心房細動時、房室結節は、洞房結節からだけではなく、心房全体の多数の箇所から電気インパルスを受け取る。房室結節はこれを処理しきれず、不規則で速い心拍を生み出すようになる。その結果、心房に血液が貯留し、血栓が形成されるリスクが高くなる。心房細動の主なリスク因子としては、年齢、冠動脈疾患、リウマチ性心疾患、高血圧、糖尿病、甲状腺中毒症などがある。心房細動は、ｆｏｃａｌ ａｃｔｉｖｉｔｙの肺静脈から左心房への電気伝導を止めることにより治療することができる。例えば、カテーテルを左心房の一部に到達するように挿入し、異常興奮伝導路を高周波、超音波等を用いて焼灼し、その部分の細胞を壊死させるカテーテルアブレーションにより治療することが可能である（特許文献１及び非特許文献１〜４等を参照）。カテーテルアブレーションによる治療法には、バルーンカテーテルを用いて超音波、高周波により治療するバルーンカテーテルアブレーション等があった。
しかしながら、これらの従来のカテーテルアブレーション治療においては、心房組織の一部細胞を熱による壊死させるため、心房組織へのダメージが大きかった。また、強度の焼灼により、組織炭化、血栓形成、周辺組織である食道などの穿孔といった副作用が発生することがあった。
従って、心房組織及び周辺組織へのダメージが少なく、心房組織に対する熱的なダメージを制御する貫壁性の治療方法が望まれていた。
一般には、光線力学的治療は癌治療等に利用されている。光線力学的治療（Ｐｈｏｔｏｄｙｎａｍｉｃ Ｔｈｅｒａｐｙ：ＰＤＴ、光化学治療ともいう）は、早期癌の内視鏡下治療の他、種々の治療への適用が検討されている（特許文献２及び３等を参照）。ＰＤＴとは、ある種のポルフィリン誘導体等の光増感剤を静脈注射等の方法により投与し、癌組織等の病変が認められ、治療を施そうとする組織病変部に選択的に吸収・集積させた後に、レーザ光等の光線を照射することにより該組織を破壊する治療法であり、光増感剤が病変部へ選択的に集積するという性質と光により増感されるという性質を利用したものである。ただし、現在は集積性を利用しない治療方法も散見される。光線照射により病変部に取り込まれた光増感剤が励起され、増感剤のエネルギーが病変部内に存在する酸素に移乗して活性な一重項酸素を生成し、該活性酸素が病変部の細胞をアポトーシス若しくはネクロシスにより死滅させるというメカニズムによる。
また、バルーンカテーテルを用い、薬剤として脂溶性のポルフィリンを用いた、光線力学的治療を用いて不整脈を治療する方法についても報告されていたが（特許文献４）、治療の条件等についての詳細は報告されていなかった。
本発明は、光線力学的治療を利用して心筋における異常伝導を遮断し、又は不整脈を治療するための装置及び方法の提供を目的とする。
本発明者らは、光照射による光線力学的治療を利用することにより、アブレーションを行なうべき標的領域を周囲組織にダメージを与えることなく、正確にアブレーションを行なうことができることを見出した。本発明者等は、この際、タラポルフィンナトリウム等の水溶性の光線力学的治療薬剤を静脈注射等により投与して用いることにより、薬剤が治療部位に投与後短期間で治療部位の細胞外に集積し、投与後長時間を有することなく治療を開始できることを見出した。
また、本発明者らは心筋の電気伝導遮断法を用いた頻脈性不整脈の治療において、心筋組織及び周辺組織へのダメージを少なくし、かつ電気伝導遮断を行う領域を限局する方法を見出した。
さらに、本発明者らは、レーザを用いた光線力学的治療を利用することにより、標的部位となる心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の周囲組織にダメージを与えることなく標的部位の電気伝導を遮断し、かつ根治に必要な治療深度を確実に得られることを見出した。
本発明者らは、以上のように光線力学的治療によりアブレーションを行い心筋の異常電気伝導を遮断心房細動等の不整脈を治療する方法に用いる薬剤や至適な光線照射条件等を、見出し、本発明を完成させるに至った。
すなわち、本発明は以下のとおりである。
［１］ 光線照射部を、あらかじめ光線力学的治療薬剤を投与した被験体の光線力学的治療薬剤が存在する心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に導くためのカテーテル、該異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に照射するための光線を発生する手段及び光線を前記異常電気伝導部位に伝送する手段を含む、光線力学的治療薬剤として水溶性のクロリン系薬剤を用い、光線として該光線力学的治療薬剤の励起波長の光線を用いる、光線力学的治療を利用した心筋の異常電気伝導を遮断するカテーテルアブレーション装置。
［２］ 光線照射部を、あらかじめ光線力学的治療薬剤を投与した被験体の光線力学的治療薬剤が存在する不整脈の原因となる心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に導くためのカテーテル、該異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に照射するための光線を発生する手段及び光線を前記異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に伝送する手段を含む、光線力学的治療薬剤として水溶性のクロリン系薬剤を用い、光線として該光線力学的治療薬剤の励起波長の光線を用いる、光線力学的治療を利用した不整脈治療用カテーテルアブレーション装置。
［３］ 不整脈が頻脈性不整脈である［２］の光線力学的治療を利用した不整脈治療用カテーテルアブレーション装置。
［４］ 不整脈が房室回帰性頻拍若しくは房室結節回帰性頻拍である発作性上室性頻脈、心房粗動、心房頻拍並びに心室頻拍からなる群から選択される、［２］又は［３］の光線力学的治療を利用した不整脈治療用カテーテルアブレーション装置。
［５］ 光線照射部をあらかじめ、光線力学的治療薬剤を投与した被験体の光線力学的治療薬剤が存在する心房細動の発作原因となる左心房と肺静脈との間の異常電気伝導部位に導くためのカテーテル、該異常電気伝導部位に照射するための光線を発生する手段及び光線を前記異常電気伝導部位に伝送する手段を含む、光線力学的治療薬剤として水溶性のクロリン系薬剤を用い、光線として該光線力学的治療薬剤の励起波長の光線を用いる、光線力学的治療を利用した心房細動治療用カテーテルアブレーション装置。
［６］ 光線力学的治療薬剤が、タラポルフィンナトリウムであり、照射する光線が６５０〜６９０ｎｍの半導体レーザ光又はＬＥＤ光である、［１］〜［５］のいずれかのカテーテルアブレーション装置。
［７］ 異常部位の表面に照射する光線の総エネルギー密度が１０〜２０００Ｊ／ｃｍ２である［１］〜［６］のいずれかのカテーテルアブレーション装置。
［８］ 光線力学的治療薬剤を投与してから０．５〜６時間後の被験体に適用するための［１］〜［７］のいずれかのカテーテルアブレーション装置。
［９］ 光線力学的治療薬剤を投与してから０．５〜３時間後の被験体に適用するための［１］〜［８］のいずれかのカテーテルアブレーション装置。
［１０］ 心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位をマッピングするための電極又はカテーテルと心組織との接触を検知する電極を含む、［１］〜［９］のいずれかの装置。
［１１］ 光線を前記異常電気伝導部位に伝送する手段が光ファイバー、拡散手段を有する光ファイバー又は透明チップである［１］〜［１０］のいずれかの装置。
［１２］ 心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に存在する光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段を含む、［１］〜［１１］のいずれかの装置。
［１３］ 光線照射手段及び心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に存在する光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段を含む光線力学的治療を利用した装置において、光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段から得られる光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度に応じて照射する光線の照射条件を変化させる、［１］〜［１２］のいずれかの装置。
［１４］ 光線照射手段及び心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に存在する光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段を含む光線力学的治療を利用した装置において、光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段から得られる光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度に応じて照射する光線の照射条件を変化させる、［１］〜［１３］のいずれかの装置の制御方法。
本明細書は本願の優先権の基礎である日本国特許出願２００６−３２４６８３号の明細書および／または図面に記載される内容を包含する。
本発明者らは、光照射による光線力学的治療を利用することにより、アブレーションを行なうべき標的領域を周囲組織にダメージを与えることなく、正確にアブレーションを行なうことができることを見出した。本発明者等は、この際、タラポルフィンナトリウム等の水溶性の光線力学的治療薬剤を静脈注射等により投与して用いることにより、薬剤が治療部位に投与後短期間で治療部位の細胞外に集積し、投与後長時間を有することなく治療を開始できることを見出した。
また、本発明者らは心筋の電気伝導遮断法を用いた頻脈性不整脈の治療において、心筋組織及び周辺組織へのダメージを少なくし、かつ電気伝導遮断を行う領域を限局する方法を見出した。
さらに、本発明者らは、レーザを用いた光線力学的治療を利用することにより、標的部位となる心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の周囲組織にダメージを与えることなく標的部位の電気伝導を遮断し、かつ根治に必要な治療深度を確実に得られることを見出した。
本発明者らは、以上のように光線力学的治療によりアブレーションを行い心筋の異常電気伝導を遮断心房細動等の不整脈を治療する方法に用いる薬剤や至適な光線照射条件等を、見出し、本発明を完成させるに至った。
すなわち、本発明は以下のとおりである。
［１］ 光線照射部を、あらかじめ光線力学的治療薬剤を投与した被験体の光線力学的治療薬剤が存在する心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に導くためのカテーテル、該異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に照射するための光線を発生する手段及び光線を前記異常電気伝導部位に伝送する手段を含む、光線力学的治療薬剤として水溶性のクロリン系薬剤を用い、光線として該光線力学的治療薬剤の励起波長の光線を用いる、光線力学的治療を利用した心筋の異常電気伝導を遮断するカテーテルアブレーション装置。
［２］ 光線照射部を、あらかじめ光線力学的治療薬剤を投与した被験体の光線力学的治療薬剤が存在する不整脈の原因となる心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に導くためのカテーテル、該異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に照射するための光線を発生する手段及び光線を前記異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に伝送する手段を含む、光線力学的治療薬剤として水溶性のクロリン系薬剤を用い、光線として該光線力学的治療薬剤の励起波長の光線を用いる、光線力学的治療を利用した不整脈治療用カテーテルアブレーション装置。
［３］ 不整脈が頻脈性不整脈である［２］の光線力学的治療を利用した不整脈治療用カテーテルアブレーション装置。
［４］ 不整脈が房室回帰性頻拍若しくは房室結節回帰性頻拍である発作性上室性頻脈、心房粗動、心房頻拍並びに心室頻拍からなる群から選択される、［２］又は［３］の光線力学的治療を利用した不整脈治療用カテーテルアブレーション装置。
［５］ 光線照射部をあらかじめ、光線力学的治療薬剤を投与した被験体の光線力学的治療薬剤が存在する心房細動の発作原因となる左心房と肺静脈との間の異常電気伝導部位に導くためのカテーテル、該異常電気伝導部位に照射するための光線を発生する手段及び光線を前記異常電気伝導部位に伝送する手段を含む、光線力学的治療薬剤として水溶性のクロリン系薬剤を用い、光線として該光線力学的治療薬剤の励起波長の光線を用いる、光線力学的治療を利用した心房細動治療用カテーテルアブレーション装置。
［６］ 光線力学的治療薬剤が、タラポルフィンナトリウムであり、照射する光線が６５０〜６９０ｎｍの半導体レーザ光又はＬＥＤ光である、［１］〜［５］のいずれかのカテーテルアブレーション装置。
［７］ 異常部位の表面に照射する光線の総エネルギー密度が１０〜２０００Ｊ／ｃｍ２である［１］〜［６］のいずれかのカテーテルアブレーション装置。
［８］ 光線力学的治療薬剤を投与してから０．５〜６時間後の被験体に適用するための［１］〜［７］のいずれかのカテーテルアブレーション装置。
［９］ 光線力学的治療薬剤を投与してから０．５〜３時間後の被験体に適用するための［１］〜［８］のいずれかのカテーテルアブレーション装置。
［１０］ 心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位をマッピングするための電極又はカテーテルと心組織との接触を検知する電極を含む、［１］〜［９］のいずれかの装置。
［１１］ 光線を前記異常電気伝導部位に伝送する手段が光ファイバー、拡散手段を有する光ファイバー又は透明チップである［１］〜［１０］のいずれかの装置。
［１２］ 心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に存在する光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段を含む、［１］〜［１１］のいずれかの装置。
［１３］ 光線照射手段及び心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に存在する光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段を含む光線力学的治療を利用した装置において、光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段から得られる光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度に応じて照射する光線の照射条件を変化させる、［１］〜［１２］のいずれかの装置。
［１４］ 光線照射手段及び心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に存在する光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段を含む光線力学的治療を利用した装置において、光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段から得られる光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度に応じて照射する光線の照射条件を変化させる、［１］〜［１３］のいずれかの装置の制御方法。
本明細書は本願の優先権の基礎である日本国特許出願２００６−３２４６８３号の明細書および／または図面に記載される内容を包含する。
図１は、ラット心筋由来細胞株にＰＤＴ処理を行なった場合の薬剤濃度と死細胞率の関係を示す図である。
図２は、ラット心筋由来細胞株にＰＤＴ処理を行なった場合のレーザ照射のＴｏｔａｌ Ｄｏｓｅと死細胞率の関係を示す図である。
図３は、ラット心筋由来細胞株にＰＤＴ処理を行なった場合のレーザ強度と死細胞率の関係を示す図である。
図４は、ラット心筋由来細胞株にＰＤＴ処理を行なった場合の細胞の状態を示す写真である。
図５は、摘出心筋組織に対するＰＤＴ効果を測定する実験装置を示す写真である。
図６は、摘出心筋組織に対するＰＤＴ効果を測定する実験装置における展開した筋組織周辺の拡大写真である。
図７は、摘出心筋組織に対するＰＤＴ効果を測定する実験装置における組織中のレーザ照射領域と刺激・電位導出部位を示す写真である。
図８Ａは、摘出心筋組織における、安定時の電位変化を示す図である。
図８Ｂは、摘出心筋組織における、レーザ照射直前の電位変化を示す図である。
図８Ｃは、摘出心筋組織における、レーザ照射開始２分後の電位変化を示す図である。
図８Ｄは、摘出心筋組織における、レーザ照射開始５分後の電位変化を示す図である。
図８Ｅは、摘出心筋組織における、レーザ照射終了後、５分経過時点の電位変化を示す図である。
図８Ｆは、摘出心筋組織における、部位２での自動能（自ら活動電位を発生すること）の出現を示す図である。
図９は、ＰＤＴ試行部位の組織標本を示す写真である。
図１０は、培養３日目のラット初代培養心筋細胞にＰＤＴ処理を行なった場合のレーザ照射ｔｏｔａｌ ｄｏｓｅと死細胞率の関係を示す図である。
図１１は、培養７日目のラット初代培養心筋細胞にＰＤＴ処理を行なった場合のレーザ照射ｔｏｔａｌ ｄｏｓｅと死細胞率の関係を示す図である。
図１２は、投与タラポルフィリンナトリウム濃度１０μｇ／ｍｌ、レーザ照射ｔｏｔａｌ ｄｏｓｅ ３Ｊ／ｃｍ２の条件でＰＤＴ処理を行なった場合の細胞の状態を示す写真である。
図１３は、投与タラポルフィリンナトリウム濃度２０μｇ／ｍｌ、レーザ照射ｔｏｔａｌ ｄｏｓｅ ３Ｊ／ｃｍ２の条件でＰＤＴ処理を行なった場合の細胞の状態を示す写真である。
図１４Ａは、ＰＤＴを用いた、不整脈治療用装置の概略を示す図である。図１４Ｂにおいて例示される治療対象部位は、左心房と肺静脈の連結付近の心筋である。
図１４Ｂは、ＰＤＴを用いた、ベアファイバーを有する不整脈治療用装置の概略を示す図である。図１４Ｂにおいて例示される治療対象部位は、任意の心筋である。
図１４Ｃは、ＰＤＴを用いた、拡散手段付き光ファイバーを有する不整脈治療用装置の概略を示す図である。図１４Ｃにおいて例示される治療対象部位は、任意の心筋である。
図１５は、心筋細胞とタラポルフィリンナトリウムを接触させない場合の、各薬剤濃度におけるレーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す図である。
図１６は、心筋細胞とタラポルフィリンナトリウムを３０分間接触させた場合の、各薬剤濃度におけるレーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す
図１７は、心筋細胞とタラポルフィリンナトリウムを６０分間接触させた場合の、各薬剤濃度におけるレーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す
図１８は、心筋細胞とタラポルフィリンナトリウムを１２０分間接触させた場合の、各薬剤濃度におけるレーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す
図１９は、心筋細胞とタラポルフィンナトリウムの接触時間と死細胞率の関係を示す図である。
図２０は、タラポルフィンナトリウム３０μｇ／ｍｌの場合の、対照（図２０Ｅ）と接触時間０（図２０Ａ）、３０（図２０Ｂ）、６０（図２０Ｃ）、１２０（図２０Ｄ）におけるレーザ光照射（１５Ｊ／ｃｍ２）直後の細胞形態を示す写真である。写真中のスケールバーの長さは１００μｍである。
図２１は、細胞外Ｃａ２＋濃度が正常の場合の細胞内Ｃａ２＋濃度変化を示す図である。
図２２は、細胞外Ｃａ２＋濃度がフリーの場合の細胞内Ｃａ２＋濃度変化を示す図である。
図２３は、ＰＤＴ前後の細胞形態を示す写真である。写真中のスケールバーの長さは１０μｍである。
図２４は、実施例６の細胞外電位導出の方法における心筋組織表面における電極等の位置関係を示す写真である。
図２５は、実施例６で用いたｅｘ ｖｉｖｏの実験系の概略を示す図である。
図２６は、実施例６実験１における導出電位のＰＤＴ前後における細胞外電位の変化を示す図である。
図２７は、実施例６実験２における導出電位のＰＤＴ前後における細胞外電位の変化を示す図である。
図２８は、実施例６実験３における導出電位のＰＤＴ前後における細胞外電位の変化を示す図である。
図２９は、実施例６実験４における導出電位のＰＤＴ前後における細胞外電位の変化を示す図である。
図３０は、実施例７のｉｎ ｖｉｖｏ実験における心臓の各部位とレーザ照射端の位置関係を示す写真である。
図３１は、実施例７のｉｎ ｖｉｖｏ実験系の概略を示す図である。
図３２は、実施例７の実験１における、インターバル５分間でのＰＤＴ前後におけるラット心電図の変化を示す図である。
図３３は、実施例７の実験１における、インターバル６０分間でのＰＤＴ前後ラット心電図の変化を示す図である。
図３４は、実施例７の実験２における、インターバル３０分間でのＰＤＴ前後におけるラット心電図の変化を示す図である。
図３５は、実施例７の実験２における、２週間後におけるラット心電図を示す図である。
図３６は、実験１での心臓組織中レーザ照射部位のＡｚａｎ染色標本観察像を示す写真である。写真中のスケールバーの長さは０．２ｍｍである。
図３７は、図３６中の心筋組織と瘢痕組織との境界領域付近のＨＥ染色標本観察像を示す写真である。写真中のスケールバーの長さは５０μｍである。
図３８は、ラット心筋組織中薬剤分布の経時変化の蛍光観察像を示す写真であり、実施例８の実験１（インターバル５分間）の結果を示す。写真中のスケールバーの長さは０．５ｍｍである。
図３９は、ラット心筋組織中薬剤分布の経時変化の蛍光観察像を示す写真であり、実施例８の実験２（インターバル３０分間）の結果を示す。写真中のスケールバーの長さは０．５ｍｍである。
図４０は、ラット心筋組織中薬剤分布の経時変化の蛍光観察像を示す写真であり、実施例８の実験３（インターバル６０分間）の結果を示す。写真中のスケールバーの長さは０．５ｍｍである。
図４１は、図３８〜４０の蛍光画像を更に画像処理した結果を示す写真である。Ａ、Ｂ及びＣはそれぞれインターバル５、６０及び１２０分間の結果を示す。写真中のスケールバーの長さは０．５ｍｍである。
図４２は、ラット心筋組織中薬剤分布の経時変化の蛍光観察像を拡大して示す写真である。Ａ、Ｂ及びＣはそれぞれインターバル５、６０及び１２０分間の結果を示す。写真中のスケールバーの長さは０．１ｍｍである。
図４３Ａは、実施例１条件１でレーザ照射した場合の熱画像を示す写真である。
図４３Ｂは、実施例１条件１でレーザ照射した場合の温度上昇を示す図である。
図４４Ａは、実施例１条件２でレーザ照射した場合の熱画像を示す写真である。
図４４Ｂは、実施例１条件２でレーザ照射した場合の温度上昇を示す図である。
図４５は、タラポルフィンナトリウムの薬理試験、治験時のデータを用いて、ラットに各投与量（１０、５、２、１ｍｇ／ｋｇ）で静脈注射した際、ヒトに１ｍｇ／ｋｇで静脈注射した際の血漿中濃度の経時変化を示す図である。
図４６は、ラット心臓における薬剤濃度変化をラット及びヒト血漿中濃度変化を、投与量５ｍｇ／ｋｇ、２ｍｇ／ｋｇについて示した図である。
図４７は、ラットとヒトの血漿中、心臓中の薬剤濃度比を示す図である。
図２は、ラット心筋由来細胞株にＰＤＴ処理を行なった場合のレーザ照射のＴｏｔａｌ Ｄｏｓｅと死細胞率の関係を示す図である。
図３は、ラット心筋由来細胞株にＰＤＴ処理を行なった場合のレーザ強度と死細胞率の関係を示す図である。
図４は、ラット心筋由来細胞株にＰＤＴ処理を行なった場合の細胞の状態を示す写真である。
図５は、摘出心筋組織に対するＰＤＴ効果を測定する実験装置を示す写真である。
図６は、摘出心筋組織に対するＰＤＴ効果を測定する実験装置における展開した筋組織周辺の拡大写真である。
図７は、摘出心筋組織に対するＰＤＴ効果を測定する実験装置における組織中のレーザ照射領域と刺激・電位導出部位を示す写真である。
図８Ａは、摘出心筋組織における、安定時の電位変化を示す図である。
図８Ｂは、摘出心筋組織における、レーザ照射直前の電位変化を示す図である。
図８Ｃは、摘出心筋組織における、レーザ照射開始２分後の電位変化を示す図である。
図８Ｄは、摘出心筋組織における、レーザ照射開始５分後の電位変化を示す図である。
図８Ｅは、摘出心筋組織における、レーザ照射終了後、５分経過時点の電位変化を示す図である。
図８Ｆは、摘出心筋組織における、部位２での自動能（自ら活動電位を発生すること）の出現を示す図である。
図９は、ＰＤＴ試行部位の組織標本を示す写真である。
図１０は、培養３日目のラット初代培養心筋細胞にＰＤＴ処理を行なった場合のレーザ照射ｔｏｔａｌ ｄｏｓｅと死細胞率の関係を示す図である。
図１１は、培養７日目のラット初代培養心筋細胞にＰＤＴ処理を行なった場合のレーザ照射ｔｏｔａｌ ｄｏｓｅと死細胞率の関係を示す図である。
図１２は、投与タラポルフィリンナトリウム濃度１０μｇ／ｍｌ、レーザ照射ｔｏｔａｌ ｄｏｓｅ ３Ｊ／ｃｍ２の条件でＰＤＴ処理を行なった場合の細胞の状態を示す写真である。
図１３は、投与タラポルフィリンナトリウム濃度２０μｇ／ｍｌ、レーザ照射ｔｏｔａｌ ｄｏｓｅ ３Ｊ／ｃｍ２の条件でＰＤＴ処理を行なった場合の細胞の状態を示す写真である。
図１４Ａは、ＰＤＴを用いた、不整脈治療用装置の概略を示す図である。図１４Ｂにおいて例示される治療対象部位は、左心房と肺静脈の連結付近の心筋である。
図１４Ｂは、ＰＤＴを用いた、ベアファイバーを有する不整脈治療用装置の概略を示す図である。図１４Ｂにおいて例示される治療対象部位は、任意の心筋である。
図１４Ｃは、ＰＤＴを用いた、拡散手段付き光ファイバーを有する不整脈治療用装置の概略を示す図である。図１４Ｃにおいて例示される治療対象部位は、任意の心筋である。
図１５は、心筋細胞とタラポルフィリンナトリウムを接触させない場合の、各薬剤濃度におけるレーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す図である。
図１６は、心筋細胞とタラポルフィリンナトリウムを３０分間接触させた場合の、各薬剤濃度におけるレーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す
図１７は、心筋細胞とタラポルフィリンナトリウムを６０分間接触させた場合の、各薬剤濃度におけるレーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す
図１８は、心筋細胞とタラポルフィリンナトリウムを１２０分間接触させた場合の、各薬剤濃度におけるレーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す
図１９は、心筋細胞とタラポルフィンナトリウムの接触時間と死細胞率の関係を示す図である。
図２０は、タラポルフィンナトリウム３０μｇ／ｍｌの場合の、対照（図２０Ｅ）と接触時間０（図２０Ａ）、３０（図２０Ｂ）、６０（図２０Ｃ）、１２０（図２０Ｄ）におけるレーザ光照射（１５Ｊ／ｃｍ２）直後の細胞形態を示す写真である。写真中のスケールバーの長さは１００μｍである。
図２１は、細胞外Ｃａ２＋濃度が正常の場合の細胞内Ｃａ２＋濃度変化を示す図である。
図２２は、細胞外Ｃａ２＋濃度がフリーの場合の細胞内Ｃａ２＋濃度変化を示す図である。
図２３は、ＰＤＴ前後の細胞形態を示す写真である。写真中のスケールバーの長さは１０μｍである。
図２４は、実施例６の細胞外電位導出の方法における心筋組織表面における電極等の位置関係を示す写真である。
図２５は、実施例６で用いたｅｘ ｖｉｖｏの実験系の概略を示す図である。
図２６は、実施例６実験１における導出電位のＰＤＴ前後における細胞外電位の変化を示す図である。
図２７は、実施例６実験２における導出電位のＰＤＴ前後における細胞外電位の変化を示す図である。
図２８は、実施例６実験３における導出電位のＰＤＴ前後における細胞外電位の変化を示す図である。
図２９は、実施例６実験４における導出電位のＰＤＴ前後における細胞外電位の変化を示す図である。
図３０は、実施例７のｉｎ ｖｉｖｏ実験における心臓の各部位とレーザ照射端の位置関係を示す写真である。
図３１は、実施例７のｉｎ ｖｉｖｏ実験系の概略を示す図である。
図３２は、実施例７の実験１における、インターバル５分間でのＰＤＴ前後におけるラット心電図の変化を示す図である。
図３３は、実施例７の実験１における、インターバル６０分間でのＰＤＴ前後ラット心電図の変化を示す図である。
図３４は、実施例７の実験２における、インターバル３０分間でのＰＤＴ前後におけるラット心電図の変化を示す図である。
図３５は、実施例７の実験２における、２週間後におけるラット心電図を示す図である。
図３６は、実験１での心臓組織中レーザ照射部位のＡｚａｎ染色標本観察像を示す写真である。写真中のスケールバーの長さは０．２ｍｍである。
図３７は、図３６中の心筋組織と瘢痕組織との境界領域付近のＨＥ染色標本観察像を示す写真である。写真中のスケールバーの長さは５０μｍである。
図３８は、ラット心筋組織中薬剤分布の経時変化の蛍光観察像を示す写真であり、実施例８の実験１（インターバル５分間）の結果を示す。写真中のスケールバーの長さは０．５ｍｍである。
図３９は、ラット心筋組織中薬剤分布の経時変化の蛍光観察像を示す写真であり、実施例８の実験２（インターバル３０分間）の結果を示す。写真中のスケールバーの長さは０．５ｍｍである。
図４０は、ラット心筋組織中薬剤分布の経時変化の蛍光観察像を示す写真であり、実施例８の実験３（インターバル６０分間）の結果を示す。写真中のスケールバーの長さは０．５ｍｍである。
図４１は、図３８〜４０の蛍光画像を更に画像処理した結果を示す写真である。Ａ、Ｂ及びＣはそれぞれインターバル５、６０及び１２０分間の結果を示す。写真中のスケールバーの長さは０．５ｍｍである。
図４２は、ラット心筋組織中薬剤分布の経時変化の蛍光観察像を拡大して示す写真である。Ａ、Ｂ及びＣはそれぞれインターバル５、６０及び１２０分間の結果を示す。写真中のスケールバーの長さは０．１ｍｍである。
図４３Ａは、実施例１条件１でレーザ照射した場合の熱画像を示す写真である。
図４３Ｂは、実施例１条件１でレーザ照射した場合の温度上昇を示す図である。
図４４Ａは、実施例１条件２でレーザ照射した場合の熱画像を示す写真である。
図４４Ｂは、実施例１条件２でレーザ照射した場合の温度上昇を示す図である。
図４５は、タラポルフィンナトリウムの薬理試験、治験時のデータを用いて、ラットに各投与量（１０、５、２、１ｍｇ／ｋｇ）で静脈注射した際、ヒトに１ｍｇ／ｋｇで静脈注射した際の血漿中濃度の経時変化を示す図である。
図４６は、ラット心臓における薬剤濃度変化をラット及びヒト血漿中濃度変化を、投与量５ｍｇ／ｋｇ、２ｍｇ／ｋｇについて示した図である。
図４７は、ラットとヒトの血漿中、心臓中の薬剤濃度比を示す図である。
１ カテーテル
２ 光線発生装置
３ ファイバー
４ 光線照射部
５ ビームスプリッター
６ レンズ
７ フィルター
８ 検出器
９ 左心房（ＬＡ）
１０ 肺静脈（ＰＶ）
１１ 心筋組織
１２ 光線拡散部位
１３ 光線
１４ アブレーション治療対象
２ 光線発生装置
３ ファイバー
４ 光線照射部
５ ビームスプリッター
６ レンズ
７ フィルター
８ 検出器
９ 左心房（ＬＡ）
１０ 肺静脈（ＰＶ）
１１ 心筋組織
１２ 光線拡散部位
１３ 光線
１４ アブレーション治療対象
以下、本発明を詳細に説明する。
本発明のＰＤＴを用いた装置は、細胞組織の異常電気伝導の恒久的遮断をすることが可能である。例えば頻脈性の不整脈や心房細動の治療においては、該組織の異常電気伝導（電気進入）を恒久的に止めることにより治療する。
ここで、ＰＤＴ（光線力学的治療、光化学治療）とは、光増感剤（ＰＤＴ薬剤、光線力学的治療薬剤）とＰＤＴ薬剤を励起できる光線の存在により、病変部を障害・壊滅させる治療法をいう。
本発明の装置の一態様は、先端部に光照射部を配設したカテーテル状装置であり、カテーテルを主要な静脈又は動脈を介して、心臓まで挿入し、光増感剤を投与した標的となる心筋組織の一部にレーザを照射し、該組織を死滅させる。
ここで、「カテーテル」とは血管内に挿入し得る細管をいい、本発明のカテーテル状装置においては、該細管中に光伝送手段が内挿され、又は光伝送手段が内部に備え付けられている。
本発明において、心筋組織における「異常電気伝導」とは心筋において生じる電気的興奮が一方向性ではなく旋回するように起こるリエントリー（興奮旋回）を含む。リエントリーには心臓組織の特定の構造に起因する解剖学的リエントリーと、局所における心筋伝導性の低下と不応期（心筋細胞の電気興奮が一度起こったのち電気的刺激が流入しても反応しない時間）の不均一性の増大によって心臓上のいずれの場所の心筋組織でも起こりうる機能的リエントリーがある。
前者の例として、房室結節において速伝導路と遅伝導路を有する場合に起こり、房室結節リエントリー性頻拍（Ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｎｏｄａｌ Ｒｅｅｎｔｒｙ Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ：ＡＶＮＲＴ）を維持するリエントリーがある。また、Ｗｏｌｆｆ−Ｐａｒｋｉｎｓｏｎ−Ｗｈｉｔｅ症候群（ＷＰＷ症候群）の原因である心房−心室間に本来の伝導路とは異なるＫｅｎｔ束を通る副伝導路が存在することによって生じるリエントリーも代表的な解剖学的リエントリーである。
後者の例としては、心房細動が持続する場合の原因となり、心房上のあらゆる位置で生じるものがある。また異常な電気興奮には、例えば異常自動能とｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ａｃｔｉｖｉｔｙがある。心房、心室の心筋細胞（作業心筋）は元々自発的興奮機能（自動能）を有しているが、通常はより上位の洞房結節、房室結節（これらは特殊心筋という）によってその電気興奮を制御されている。なんらかの原因で静止電位が浅くなった場合には、作業心筋において自動能が発生してしまう場合がある。これを異常自動能という。活動電位（心筋細胞の膜電位が脱分極によって静止電位より高い電位になったときの電位）の再分極（活動電位を示した後元の静止電位に落ち着くこと）の途中におこる膜電位変化（早期後脱分極：ＥＡＤ）、再分極終了後に起こる膜電位変化（遅延後脱分極：ＤＡＤ）によって異常なタイミングで電気興奮が発生する現象をｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ａｃｔｉｖｉｔｙという。これら異常電気興奮は様々な不整脈の発生原因となりうる。心房細動の主な発作原因と言われている左心房から肺静脈の入口部での異常興奮は異常自動能、ｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ａｃｔｉｖｉｔｙのいずれとも考えられているが、まとめてｆｏｃａｌ ａｃｔｉｖｉｔｙ（局所巣状興奮）と呼ばれる。
本発明の装置により、心筋の異常電気伝導部位をアブレーションにより治療することができる。心筋の異常電気伝導部位をアブレーションにより治療することを、異常電気伝導を遮断（ブロック）する、異常電気伝導路を遮断（ブロック）する、リエントリー（副伝導路）を遮断（ブロック）する、異常電気伝導ブロックを作成する、のようにいう場合がある。また、本発明の装置により、上記の自動能が洞房結節、房室結節以外の部位に形成された場合、該部位を異常興奮発生部位、又は異常自動能を持った部位ということがある。異常興奮発生部位は、刺激伝達系に余分な電気信号を発生させる部位でもある。本発明の装置により、このような異常興奮発生部位を持った部位をアブレーションにより壊死させることができ、この場合、異常興奮発生部位を壊死させることにより、心筋における異常電気伝導を遮断することになるので、この場合も異常電気伝導を遮断するということがある。
本発明の装置で治療し得る疾患は、上記の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の存在に起因する不整脈、特に頻脈性不整脈である。このような、頻脈性不整脈として、房室回帰性頻拍（ＡｔｒｉｏＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｒｅｅｎｔｒａｎｔ Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ，ＡＶＲＴ：ＷＰＷ症候群）、房室結節回帰性頻拍（ＡｔｒｉｏＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｎｏｄａｌ Ｒｅｅｎｔｒａｎｔ Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ，ＡＶＮＲＴ）等の発作性上室性頻拍（Ｐａｒｏｘｙｓｍａｌ ＳｕｐｒａＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ，ＰＳＶＴ）、心房粗動、心房頻拍、心房細動（ＡＦ）（以上、上室性の頻脈性不整脈）や心室頻拍等の心室性の頻脈性不整脈が挙げられる。
房室回帰性頻拍においては、房室結節やヒス束以外に、心室と心房とを結ぶ副伝導路があるために、一度心室へ伝わった電気信号が再び心房へ戻ってきてしまう。房室結節回帰性頻拍においては、副伝導路は存在しないが、１つの房室結節の内部で電気信号の伝わる速さに差があるために、速い経路と遅い経路でループ状の電気信号の伝導路を形成する。電気信号が房室結節内を回り続けて心房と心室を交互に刺激するため、やはり頻脈性不整脈に陥る。心房粗動は、右心房を円形に電気信号が回り続ける異常な電気活動が原因となる。心房頻拍は、心房中に異常興奮発生部位が存在する。心房細動においては、左心房−肺静脈接合部の異常興奮伝導が原因となる。心室頻拍は、心筋梗塞などで障害を受けた心臓の筋肉の周囲に生じるループ状の異常な電気信号伝達による。
なお、アブレーションの適用範囲は日本循環器学会で定められており（循環器病の診断と治療に関するガイドライン，不整脈の非薬物療法ガイドライン．Ｊｐｎ Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ Ｊ ６５（Ｓｕｐｐｌ Ｖ）：１１２７，２００１）、該規定に基づいて対象となる治療を選択することもできる。
従って、本発明の装置を用いてアブレーションする部位は、上記の不整脈の原因となる心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位であり、心筋の一部であり、心房中隔等の心房、心室、心房壁、心室壁の一部や管静脈洞、上・下大静脈の一部や静脈と心筋の連結部付近等である。アブレーションする部位は、不整脈の種類により適宜決定することができ、また不整脈の原因となる異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位をマッピングにより決定し、その部位に対してアブレーションを行なえばよい。アブレーションは、線状に行っても、点状に行なってもよく、アブレーションの対象部位により適宜決定することができる。
例えば、標的となる異常な左心房の一部組織は、心房細動の発作原因となる電気的興奮を左心房に伝導させる領域にある組織である。このような領域として、肺静脈（ＰＶ）及び心臓の左心房間の連結部の心筋部の近傍等が挙げられる。肺静脈及び左心房の連結部の心筋部は、肺静脈の入り口付近に相当する。好ましくは、肺静脈及び心臓の左心房間の連結部の近傍である。例えば、肺静脈及び心臓の左心房間の連結部の近傍組織を死滅させた場合、左心房と肺静脈間の電気的連結が消滅し、すなわち伝導ブロックが形成され、電気的に肺静脈が隔離され興奮が伝導されなくなり、心房細動の原因となる肺静脈を起源とする心房性期外収縮が消失する。この際、肺静脈及び心臓の左心房間の連結部の一部を死滅させてもよいが、好ましくは全周を本発明の装置を用いて治療し、組織の周方向領域の相当多くの部分を死滅させる。また、上下肺静脈の２本の肺静脈と左心房の連結部の組織を個別に死滅させてもよいし、２本を一括して取り囲むように死滅させてもよい。さらに、４本の肺静脈と左心房の連結部の組織を一括して取り囲むように死滅させてもよい。肺静脈の隔離を行う場合は、線状に連続的に組織を死滅させることが好ましい。本発明のＰＤＴを用いるアブレーション装置は、線状の連続アブレーションに適している。
さらに、心房細動の治療のためには、肺静脈の隔離に加え、左心房天蓋部と僧帽弁輪間峡部を線上に死滅させてもよい。
本発明において、上記の肺静脈から左心房への電気伝導を止めることを、「左心房と肺静脈間に伝導ブロックを作成する」ということがあり、また、「電気的肺静脈（ＰＶ）隔離アブレーション」を行なうということがある。なお、上記の４本の肺静脈と左心房の連結部の組織を一括して取り囲むように死滅させることをＢｏｘ隔離術ということがある。
本発明の装置を用いて死滅させる異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位は、電極等を用いてモニタし、電気的活性度をマッピングすると共に記録することができる。マッピングに用いる電極は、本発明の装置のカテーテルの先端に設けられる。この場合、例えば、複数の電極を間隔を空けた状態で設けてもよい。該カテーテルを電極部が心筋組織に接触するように置き、電極により電位を検出する。この場合、電気刺激用の電極も配置されており、電気刺激によって電気興奮を誘発してやり、伝導ブロックしたと思われる箇所で伝導が止まっているかどうか見ることができる。また心房細動の治療の場合、肺静脈‐左心房接合部周辺の電位を調べるため、電極付カテーテルの先端がリング状になっているものを用い、円周上の電位を測定してもよい。さらに、磁気を用いてモニタすることもでき、ＣＡＲＴＯ ｓｙｓｔｅｍ（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ）により、カテーテルと磁気を使って３次元的に電位情報を描出することができる（ＣＡＲＴＯマッピング）。ＣＡＲＴＯ ｓｙｓｔｅｍではカテーテル電極による心内電位記録と、磁気を利用して得られるカテーテル電極の位置（解剖学的情報＝ａｎａｔｏｍｉｃａｌ）を同時にコンピューター処理することで、心臓立体画像をコンピューターディスプレイにリアルタイムで描出し、頻拍中の興奮伝播過程や電位波高を表示することが可能である。電気信号のモニタにより異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を特定し、標的部位とすればよい。さらに、電位感受性色素（ＶＳＤ）を異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の存在が疑われる部位に適用し、電位イメージングにより電位を測定することによってもマッピングを行なうことができる。マッピング方法は種々の方法を採用することができ上記の方法に限定されない。また、上記のマッピング方法により、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位において、治療が適切になされたかどうか、例えば、伝導ブロックが作成されたかどうかをモニタすることもできる。なお、電極により心筋における電気伝導を調べることを、心内心電図をとるともいう。すなわち、本発明の装置は、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位をモニタし、又は異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位における治療がなされたかどうかをモニタするための手段である電極を含んでおり、あるいは、マッピングする手段を含んでおり、あるいは心内心電図をとる手段を含んでいる。カテーテルの電極で心筋組織の電位をモニタし、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を特定し、該部位に光線を照射するが、この際、例えば、電気的活性度のマッピングパターンとＸ線等によりカテーテルの位置を透視し、マッピングパターンとカテーテルの位置を重ね合わせることにより、カテーテルを当てる位置を正確に決定することもできる。さらに、心房内壁等の心組織へのカテーテルの接触を検知する手段を含んでいてもよい。該接触を検知する手段は、例えば電極であり接触によって心組織の電気的電気伝導を検知し得る。
ＰＤＴを行なう場合、増感剤（ＰＤＴ薬剤）を投与する必要があるが、本発明の装置と組合わせるＰＤＴ薬剤は限定されず公知のＰＤＴ薬剤をその吸収波長の光線と組合わせて用いることができ、ＰＤＴ薬剤と光線種を適宜選択すればよい。用いるＰＤＴ薬剤も６３０ｎｍ付近に吸収波長を有する薬剤から、より長波長側に吸収波長を有する薬剤のいずれも用いることができる。不整脈の治療には心筋の細胞からの***性の高い薬剤を用いるのが好ましい。また、光線照射は、薬剤が細胞内に取り込まれる前に行うことが望ましいので、細胞外の細胞間質に存在する時間が長い薬剤を用いるのが好ましい。従って、不整脈の治療には水溶性のＰＤＴ薬剤が適している。このようなＰＤＴ薬剤として、例えば、クロリン骨格を有するクロリン系薬剤であるＡＴＸ−Ｓ１０（６７０ｎｍ）（Ｉｍｉｎｏｃｈｌｏｒｉｎ ａｓｐａｒｔｉｃ ａｃｉｄ誘導体、（東洋薄荷工業株式会社、平成１２年株式会社光ケミカル研究所に権利譲渡、特開平６−８０６７１号公報）、ＮＰｅ６（６６４ｎｍ）（タラポルフィンナトリウム、レザフィリン（登録商標）、ｍｏｎｏ−Ｌ−ａｓｐａｒｔｙｌ ｃｈｌｏｒｉｎ ｅ６、特許第２９６１０７４号公報）、ｍＴＨＰＣ（６５２ｎｍ）、ＳｎＥＴ２（６６０ｎｍ）（ｔｉｎ ｅｔｉｏｐｕｒｐｕｒｉｎ、ミラバント・メディカル・テクノロジーズ）、ＡｌＰｃＳ（６７５ｎｍ）（ｃｈｌｏｒｏ ａｌｕｍｉｎｉｕｍ ｓｕｌｐｈｏｎａｔｅｄ ｐｈｔｈａｌｏｃｙａｎｉｎｅ）、ＢＰＤ−ＭＡ（６９０ｎｍ）（ｂｅｎｚｏｐｏｒｐｈｙｒｉｎ ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ ｍｏｎｏａｃｉｄ ｒｉｎｇ Ａ、ＱＬＴ社）、Ｌｕ−ｔｅｘ（７３２ｎｍ）（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ｔｅｘａｐｈｙｒｉｎ）等が挙げられる。この中でもタラポルフィンナトリウムが好ましい。これらのＰＤＴ薬剤の投与は、薬剤をリン酸緩衝塩溶液等の適当な緩衝液に溶解させ、必要に応じて医薬的に許容できる添加物を添加する。添加物としては、有機溶媒等の溶解補助剤、酸、塩基等のｐＨ調整剤、アスコルビン酸等の安定剤、グルコース等の賦形剤、塩化ナトリウム等の等張化剤などが挙げられる。
ＰＤＴを行なうためのＰＤＴ薬剤は、あらかじめ静脈注射により治療を受けようとする被験体に投与することが好ましいが、特定の血管、例えば冠状動脈に留置したカテーテルから高濃度の薬剤を心筋に供給することにより投与してもよい。この場合、本発明の装置はＰＤＴ薬剤供給手段を含む。該ＰＤＴ薬剤供給手段は、例えばＰＤＴ薬剤を貯める手段、ＰＤＴ薬剤を標的部位に送液する手段及びＰＤＴ薬剤を標的部位に投与する手段を含む。このようにして、ＰＤＴ薬剤を投与することにより、標的部位にＰＤＴ薬剤が存在するようになり、該標的部位に光線を照射することにより異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を壊死等により障害を与えることができる。
ＰＤＴ薬剤の投与量は限定されず、例えば数μｇ／ｍｌ〜数ｍｇ／ｍｌ、好ましくは１０ｍｇ／ｍｌ〜１００ｍｇ／ｍｌに調製した薬剤を数μｌ〜数ｍｌ、好ましくは１ｍｌ〜１０ｍｌを静脈注射により投与する。体重当たりの投与量は、０．１ｍｇ／ｋｇ〜１０ｍｇ／ｋｇ、好ましくは０．５ｍｇ／ｋｇ〜５ｍｇ／ｋｇである。また、直接標的部位に注入等により投与してもよい。
ＰＤＴ薬剤投与後直ぐに又は短時間で光線照射を開始することが可能である。例えば、投与後０．５時間〜投与後１０時間以内、好ましくは投与後０．５時間〜投与後６時間以内、さらに好ましくは投与後０．５時間〜投与後５時間以内、さらに好ましくは投与後０．５時間〜投与後３時間以内に治療部位に均一に分布し、光線照射を開始することができる。この際、治療部位に治療に適した薬剤が集積したか否かを血液中の薬剤濃度を指標に決定することもできる。例えば、ヒトに１ｍｇ／ｋｇの量を投与した場合、血漿中濃度が５μｇ／ｍｌ〜５０μｇ／ｍｌ、好ましくは１０μｇ／ｍｌ〜３０μｇ／ｍｌ、さらに好ましくは１５μｇ／ｍｌ〜２５μｇ／ｍｌのときに光線を照射して治療を行えばよい。本発明においては、ＰＤＴ薬剤投与から短時間で、ＰＤＴによるアブレーション治療を開始することができる。
ヒトにおいてＰＤＴによるアブレーション治療を行う場合、上記のＰＤＴ薬剤の投与量、ＰＤＴ薬剤を投与してから光線を照射するまでの時間は、ブタ、ラット、マウス等の動物を用いて決定した条件に基づいて決定することができる。
ＰＤＴ薬剤を投与し、その後に光線を照射する光線力学的治療において、細胞の障害は活性酸素により起こる。光線力学的治療では、熱を発生せず、また局所的な治療が可能になる。従って、熱によるタンパク質の変性が生じず、標的部位及び標的部位の周辺組織の壊死が起こらないので、標的部位のみを確実に障害させることができる。なお、ＰＤＴ薬剤を用いず、レーザ等の光線のみを用いた場合、レーザの照射した部位において熱が発生し得るので、周辺組織も障害され得る。従って、本発明の光線力学的治療を利用した方法及び装置は、ＰＤＴ薬剤を用いることなくレーザのみを照射する方法又は装置に対しても優れた効果を有する。
本発明の装置において治療のために照射する光線の種類は限定されないが、連続光線を用いることができる。本発明においては、これらの光線を総称してレーザ光線ということがある。照射する波長は６００ｎｍから８００ｎｍであり、用いるＰＤＴ薬剤の吸収波長に近い波長の光線を用いればよい。
本発明の装置で用いる光線は、好ましくは連続レーザかつ半導体レーザである。また、光線として発光ダイオード（ＬＥＤ：Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）から発する光を用いることもできる。この場合、発光源としてＬＥＤチップを用いればよい。
ＰＤＴ薬剤としてタラポルフィンナトリウムを用いる場合、波長６５０〜６９０ｎｍ、好ましくは６６０〜６８０ｎｍ、好ましくは波長６６４±２ｎｍの半導体レーザを用いることが好ましい。また、ＬＥＤ発光源を用いる場合は、波長が６６０ｎｍ前後の赤色ＬＥＤが好ましい。
照射する光線の強度は、強度をいい、単位はＷ／ｃｍ２で表される。さらに、光線を照射してＰＤＴ治療を行う場合、総エネルギー密度（照射量、Ｊ／ｃｍ２）もＰＤＴ治療の成否を決めるが、強度又は総エネルギー密度は、治療すべき異常部の大きさ等により適宜決定することができる。照射する光線の強度において、高強度の範囲及び低強度の範囲は限定されず、光線の種類、治療しようとする異常部の深度等により適宜決定することができる。照射光線の強度として、１ｍＷ／ｃｍ２〜１００Ｗ／ｃｍ２、好ましくは１Ｗ／ｃｍ２〜５０Ｗ／ｃｍ２、さらに好ましくは２Ｗ／ｃｍ２〜３０Ｗ／ｃｍ２の範囲が挙げられる。照射時間は、１０秒〜１０００秒、好ましくは５０秒〜５００秒、さらに好ましくは５０秒〜２００秒である。総エネルギー密度として、照射部位の表面において１〜１００００Ｊ／ｃｍ２、好ましくは１０〜２０００Ｊ／ｃｍ２、さら好ましくは５０〜２０００Ｊ／ｃｍ２、さらに好ましくは１００〜１０００Ｊ／ｃｍ２が例示できる。なお、心筋組織の血液を人工赤血球入り液体に置換した場合、光の吸収係数を小さくすることができる。この場合、１０〜５００Ｊ／ｃｍ２が好ましい。
ＰＤＴアブレーションにおいては、光を照射する位置から深さ３〜５ｍｍまでの部位の心筋をターゲットとする。
ヒトにおいてＰＤＴによるアブレーション治療を行う場合、上記の光線照射条件は、ブタ、ラット、マウス等の動物を用いて決定した条件に基づいて決定することができる。
熱を用いて標的部位を壊死させる方法においては、熱が伝導することにより標的部位の周辺組織も障害を受け得る。一方、本発明の方法又は装置においては、伝導し得る熱を用いず、到達領域を制限可能な光線を用いるので、限局的な治療が可能である。例えば、心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の領域が小さい場合でも、周辺の正常組織に障害を与えることなく限局的な治療が可能である。本発明の方法又は装置を用いる治療においては、標的部位の光線照射前から照射後の温度上昇変化は、２０℃以内、好ましくは１０℃以内、さらに好ましくは５℃以内であり、最高温度は、６０℃以内、好ましくは５０℃以内、さらに好ましくは４５℃以内である。
本発明の装置
本発明のＰＤＴを用いた心筋の異常電気伝導遮断装置、不整脈治療装置又は心房細動治療用装置は、少なくともカテーテル１、光線発生手段（光線発生装置）２、光線を異常部に伝送する手段を有する。カテーテル１は、ベアファイバー、すなわち先端を切りっ放しにした光伝送ファイバー、または光伝送ファイバーの先端部付近に散乱物質を有して光拡散機能を有した拡散手段付きファイバーを中に備えていてもよいし、これらの光伝送ファイバーと一体化したものであってもよい。光拡散機能を有した光拡散手段として、例えば光線を散乱させるアルミナやシリカ等の散乱物質が挙げられ、これらの光を照射する部分に塗付等により付ければよい。光伝送ファイバーはカテーテルの中から出して使用してもよいし、中に入れたまま使用してもよい。照射する光線としてＬＥＤを用いる場合は、光線発生手段としてＬＥＤチップを有し、光線を伝送する手段として透明チップを有する。この場合、光伝送ファイバーは不要であり、カテーテル先端にＬＥＤチップと透明チップを有していればよい。さらにこれらの手段に加えて、光線照射条件を決定するための異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に集積したＰＤＴ薬剤量、異常部の酸素濃度をモニタし得る手段を有していてもよい。さらに、ＰＤＴ薬剤を異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に供給するための手段を備えていてもよい。さらに、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を検出し電気的活性度をマッピングするための電極又は心内心電図をとる等の電気生理学的検査のための手段を備えていてもよい。さらに、装置のカテーテルと心房内壁等の心組織の接触を検知するための電極を備えていてもよい。電気生理学的検査のための手段である電極等は、アブレーションを行うための光伝送ファイバーを備えているカテーテル内に配設してもよいし、アブレーションのためのカテーテルとは別に電気生理学的検査のためのカテーテル、例えば診断用電極カテーテルを備えていてもよい。この場合、アブレーションのためのカテーテルと診断用電極カテーテルを左右別々の大腿静脈から挿入すればよい。また、カテーテル先端は自由に屈曲する構造をとっていることが必要である。このためには、例えばカテーテル中にテンションワイヤーを配設し、テンションワイヤーの牽引操作により先端部を屈曲させることができる。さらに、先端部をあらかじめ治療部位の形状に適合させるように曲げておいてもよい。図１４に、心房細胞の治療に用い得る本発明の装置の構成図を示した。図１４Ａは装置の全体を示し、図１４Ｂは光ファイバーを有する装置を示し、図１４Ｃは拡散手段付き光ファイバーを有する装置を示す。本発明の装置はバルーンを有さず拡散ファイバーやベアファイバーのみを有するので、バルーンを有する装置では治療不可能な狭い部位や複雑な部位も治療することができる。
カテーテル先端は自由に屈曲する構造を有することが好ましい。
カテーテル１は、通常心臓カテーテルとして用いられているものを使用することができる。本発明の装置はカテーテルを標的部位に挿入進行させるためのガイドシースやガイドワイヤーを含んでいてもよい。カテーテルは、定法により、大腿動脈や上腕動脈から体内に挿入すればよい。また、大腿静脈から挿入し、右心房に到達、左心組織へはＢｒｏｃｋｅｎｂｒｏｕｇｈ法により経心房中隔的に到達する方法も一般的に行なわれている。
光線発生手段２は、上述の光線を発生し得る光線発生装置を用いることができる。
光線を異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位へ伝送する手段には、カテーテル１の遠位端部付近に位置する光線を異常部に向けて照射する照射部及び光線を光線発生装置から該光線照射部に伝送する光伝送ファイバー３が含まれる。光伝送ファイバーは石英ファイバーであってもよいし、プラスチックファイバーであってもよい。本明細書において「遠位端部付近」とは、光線発生装置と連結された端部（近位端部）の反対側の端部に近い部分を意味し、遠位端部及び遠位端部から数十ｃｍ程度の部分を指す。
光伝送ファイバー３はカテーテル１の中に含まれ、その一端で光線発生装置と連結し、もう一端で光線照射部と連結している。本発明で用いられる光伝送ファイバー３は、直径０．０５〜０．６ｍｍ程度のものを、カテーテル１の中に収まり光線のエネルギーを伝送できる限り、広く種々の径のものを用いることができ、カテーテル１の中に例えばＰＤＴ薬剤供給手段等が含まれる場合等において適宜その径を変更することもできる。なお、光線発生装置と光伝送ファイバー３の間又は光伝送ファイバー３の中間には、装置に含まれ得るモニタ装置等に対して情報を伝送するために適宜ビームスプリッター５、フィルター７等を設けてもよい。
光線照射部は、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位にレーザを照射するためのものであり、光伝送ファイバー３内を伝送されてきた光線が異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に向けて照射され、その部位の細胞を壊死させる。例えば、心房細動の治療のために、肺静脈と左心房間の連結部の近傍組織を標的とする場合、全周にわたって、細胞を死滅させることが望ましい。すなわち、肺静脈の周囲に線状に連続的に光線を照射する。このためには、光線を照射しながらカテーテル先端を線状に動かせばよい。さらに、光線照射部は、カテーテルの遠位端部付近の全周にわたって備えておいてもよい。光伝送ファイバー３の遠位端部付近に光線が側方照射されるようにプリズムを備えていてもよいし、光伝送ファイバー３の遠位端部付近を光線が側方照射されるように粗面加工してもよい。また、光伝送ファイバー３の遠位端部付近に光線を散乱させるアルミナやシリカ等の散乱物質を塗付しておいてもよい。さらに、また、カテーテルを回転させて全周にわたって光線を照射してもよい。光伝送ファイバー３の遠位端部付近から照射された光線が異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を照射する面積範囲は、０．５ｃｍ２〜３ｃｍ２が好ましい。また、照射範囲が局所的で狭くても、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の大きさに応じてカテーテル１を回転させるなどして、照射の向きを変えて異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に複数回照射を行うことにより、標的組織を完全に死滅させることができる。また、光線を照射する際、高強度の光線を照射するか、又は低強度の光線を長時間照射することにより、深い部位の細胞まで壊死させることができる。本発明の装置は、貫壁性を有している。ここで、貫壁性とは、心房筋を内側から外側まで処理できることをいう。心房筋の内側から外側までの距離は、３〜５ｍｍ程度である。例えば、心房細動の治療の場合、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を３〜５ｍｍの深さで壊死させればよい。
異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に存在するＰＤＴ薬剤及び酸素濃度をモニタし得る手段は、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位のＰＤＴ薬剤由来の蛍光、りん光や酸素由来の蛍光をモニタする装置である。これらの蛍光又はりん光は光伝送ファイバー中を逆送する。この際、蛍光又はりん光をモニタするためのファイバーはレーザを伝送したファイバー３を用いてもよいし、別途モニタ専用のファイバーをカテーテル１内に設けてもよい。蛍光又はりん光モニタ用ファイバーが光線伝送用ファイバーと共通の場合、光線発生装置と光線照射部の間に設けられたビームスプリッター５により蛍光又はりん光は進路を変え、適当なフィルター７を通り所望の波長の光のみ選択され検出器８に到達する。また、蛍光又はりん光モニタ用ファイバーが光伝送用ファイバー３と独立して存在する場合は、蛍光又はりん光モニタ用ファイバーは直接検出器８と連結しており、蛍光又はりん光がファイバーを通って、検出器８に到達する。検出器８により蛍光又はりん光を分析することにより、ＰＤＴ薬剤量及び酸素濃度をモニタすることができる。例えば、ＰＤＴ薬剤のポルフィリン環は励起されると蛍光を発生するので、該蛍光を計測することによりＰＤＴ薬剤の量が測定できる。また、酸素濃度に応じてりん光が消光するので、りん光を計測することにより酸素濃度も測定できる。また、活性酸素により蛍光強度が増加する酸化蛍光指示薬を用いたり、ルテニウム錯体を光ファイバーに固定し、酸素濃度によりルテニウム錯体の蛍光反応が消光する現象を利用してもよい。局所的な酸素分圧の計測は、Ｊ．Ｍ．Ｖａｎｄｅｒｋｏｏｉ ｅｔ ａｌ．，Ｔｈｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，Ｖｏｌ．２６２，Ｎｏ．１２，Ｉｓｓｕｅ ｏｆ Ａｐｒｉｌ ２５，ｐｐ．５４７６−５４８２，１９８７、日本化学会編、実験化学講座（分光ＩＩ），ｐｐ．２７５−１９４，１９９８及びＬｉｃｈｉｎｉ Ｍ ｅｔ ａｌ．，Ｃｈｅｍ．Ｃｏｍｍｕｎ．，１９，ｐｐ．１９４３−１９４４，１９９９等の記載に従って行うことができる。検出器は光線発生手段と電子的に連結しており、検出手段により蓄積したＰＤＴ薬剤量及び酸素量がフィードバックされ必要に応じて光線強度、照射時間等の光線照射条件を変えてリアルタイムに制御することが可能である。
該装置は、上記のカテーテルを含む装置をそのまま利用することもできるが、カテーテルを含む必要はなく、カテーテルの替りに単なる光伝送ファイバーを含んでいてもよい。
本発明の装置の使用
本発明の装置は、カテーテル１を大腿動脈、大腿静脈、上腕動脈や上腕静脈から心臓又はその近傍に挿入し光線照射部を異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位まで運び、そこで光線を照射することにより行なうことができる。また、開胸手術又は腹腔鏡手術を行い、本発明の装置を用いて異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に光線を照射することもできる。本発明の装置を治療に使用する方法は、例えば、静脈又は動脈にカテーテルを挿入する段階、その静脈又は動脈を介した適切な操作により心房までカテーテルを導く段階、標的とする領域までカテーテルを導く段階、標的領域に装置を配置する段階、及び、装置から標的領域に光線を照射しエネルギーを放出する段階等を含んでいる。カテーテル１の挿入は公知の方法によって行なうことができ、この際、適当なガイドシースやガイドワイヤーを用いてもよい。この際、治療を行う被験体にはあらかじめ上記の水溶性のＰＤＴ薬剤を静脈注射等により投与しておくことにより、異常部にあらかじめＰＤＴ薬剤を存在させておく。標的部位に光線を照射することにより、該組織部位を障害させることができる。
光線は、異常部位に線状に連続して照射してもよいし、点状に照射してもよい。心房細動の治療を行う場合は、線状に連続して照射し、電気的肺静脈（ＰＶ）隔離アブレーションを行うのが好ましい。
本発明を以下の実施例によって具体的に説明するが、本発明はこれらの実施例によって限定されるものではない。
本発明のＰＤＴを用いた装置は、細胞組織の異常電気伝導の恒久的遮断をすることが可能である。例えば頻脈性の不整脈や心房細動の治療においては、該組織の異常電気伝導（電気進入）を恒久的に止めることにより治療する。
ここで、ＰＤＴ（光線力学的治療、光化学治療）とは、光増感剤（ＰＤＴ薬剤、光線力学的治療薬剤）とＰＤＴ薬剤を励起できる光線の存在により、病変部を障害・壊滅させる治療法をいう。
本発明の装置の一態様は、先端部に光照射部を配設したカテーテル状装置であり、カテーテルを主要な静脈又は動脈を介して、心臓まで挿入し、光増感剤を投与した標的となる心筋組織の一部にレーザを照射し、該組織を死滅させる。
ここで、「カテーテル」とは血管内に挿入し得る細管をいい、本発明のカテーテル状装置においては、該細管中に光伝送手段が内挿され、又は光伝送手段が内部に備え付けられている。
本発明において、心筋組織における「異常電気伝導」とは心筋において生じる電気的興奮が一方向性ではなく旋回するように起こるリエントリー（興奮旋回）を含む。リエントリーには心臓組織の特定の構造に起因する解剖学的リエントリーと、局所における心筋伝導性の低下と不応期（心筋細胞の電気興奮が一度起こったのち電気的刺激が流入しても反応しない時間）の不均一性の増大によって心臓上のいずれの場所の心筋組織でも起こりうる機能的リエントリーがある。
前者の例として、房室結節において速伝導路と遅伝導路を有する場合に起こり、房室結節リエントリー性頻拍（Ａｔｒｉｏｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｎｏｄａｌ Ｒｅｅｎｔｒｙ Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ：ＡＶＮＲＴ）を維持するリエントリーがある。また、Ｗｏｌｆｆ−Ｐａｒｋｉｎｓｏｎ−Ｗｈｉｔｅ症候群（ＷＰＷ症候群）の原因である心房−心室間に本来の伝導路とは異なるＫｅｎｔ束を通る副伝導路が存在することによって生じるリエントリーも代表的な解剖学的リエントリーである。
後者の例としては、心房細動が持続する場合の原因となり、心房上のあらゆる位置で生じるものがある。また異常な電気興奮には、例えば異常自動能とｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ａｃｔｉｖｉｔｙがある。心房、心室の心筋細胞（作業心筋）は元々自発的興奮機能（自動能）を有しているが、通常はより上位の洞房結節、房室結節（これらは特殊心筋という）によってその電気興奮を制御されている。なんらかの原因で静止電位が浅くなった場合には、作業心筋において自動能が発生してしまう場合がある。これを異常自動能という。活動電位（心筋細胞の膜電位が脱分極によって静止電位より高い電位になったときの電位）の再分極（活動電位を示した後元の静止電位に落ち着くこと）の途中におこる膜電位変化（早期後脱分極：ＥＡＤ）、再分極終了後に起こる膜電位変化（遅延後脱分極：ＤＡＤ）によって異常なタイミングで電気興奮が発生する現象をｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ａｃｔｉｖｉｔｙという。これら異常電気興奮は様々な不整脈の発生原因となりうる。心房細動の主な発作原因と言われている左心房から肺静脈の入口部での異常興奮は異常自動能、ｔｒｉｇｇｅｒｅｄ ａｃｔｉｖｉｔｙのいずれとも考えられているが、まとめてｆｏｃａｌ ａｃｔｉｖｉｔｙ（局所巣状興奮）と呼ばれる。
本発明の装置により、心筋の異常電気伝導部位をアブレーションにより治療することができる。心筋の異常電気伝導部位をアブレーションにより治療することを、異常電気伝導を遮断（ブロック）する、異常電気伝導路を遮断（ブロック）する、リエントリー（副伝導路）を遮断（ブロック）する、異常電気伝導ブロックを作成する、のようにいう場合がある。また、本発明の装置により、上記の自動能が洞房結節、房室結節以外の部位に形成された場合、該部位を異常興奮発生部位、又は異常自動能を持った部位ということがある。異常興奮発生部位は、刺激伝達系に余分な電気信号を発生させる部位でもある。本発明の装置により、このような異常興奮発生部位を持った部位をアブレーションにより壊死させることができ、この場合、異常興奮発生部位を壊死させることにより、心筋における異常電気伝導を遮断することになるので、この場合も異常電気伝導を遮断するということがある。
本発明の装置で治療し得る疾患は、上記の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の存在に起因する不整脈、特に頻脈性不整脈である。このような、頻脈性不整脈として、房室回帰性頻拍（ＡｔｒｉｏＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｒｅｅｎｔｒａｎｔ Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ，ＡＶＲＴ：ＷＰＷ症候群）、房室結節回帰性頻拍（ＡｔｒｉｏＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｎｏｄａｌ Ｒｅｅｎｔｒａｎｔ Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ，ＡＶＮＲＴ）等の発作性上室性頻拍（Ｐａｒｏｘｙｓｍａｌ ＳｕｐｒａＶｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ，ＰＳＶＴ）、心房粗動、心房頻拍、心房細動（ＡＦ）（以上、上室性の頻脈性不整脈）や心室頻拍等の心室性の頻脈性不整脈が挙げられる。
房室回帰性頻拍においては、房室結節やヒス束以外に、心室と心房とを結ぶ副伝導路があるために、一度心室へ伝わった電気信号が再び心房へ戻ってきてしまう。房室結節回帰性頻拍においては、副伝導路は存在しないが、１つの房室結節の内部で電気信号の伝わる速さに差があるために、速い経路と遅い経路でループ状の電気信号の伝導路を形成する。電気信号が房室結節内を回り続けて心房と心室を交互に刺激するため、やはり頻脈性不整脈に陥る。心房粗動は、右心房を円形に電気信号が回り続ける異常な電気活動が原因となる。心房頻拍は、心房中に異常興奮発生部位が存在する。心房細動においては、左心房−肺静脈接合部の異常興奮伝導が原因となる。心室頻拍は、心筋梗塞などで障害を受けた心臓の筋肉の周囲に生じるループ状の異常な電気信号伝達による。
なお、アブレーションの適用範囲は日本循環器学会で定められており（循環器病の診断と治療に関するガイドライン，不整脈の非薬物療法ガイドライン．Ｊｐｎ Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ Ｊ ６５（Ｓｕｐｐｌ Ｖ）：１１２７，２００１）、該規定に基づいて対象となる治療を選択することもできる。
従って、本発明の装置を用いてアブレーションする部位は、上記の不整脈の原因となる心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位であり、心筋の一部であり、心房中隔等の心房、心室、心房壁、心室壁の一部や管静脈洞、上・下大静脈の一部や静脈と心筋の連結部付近等である。アブレーションする部位は、不整脈の種類により適宜決定することができ、また不整脈の原因となる異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位をマッピングにより決定し、その部位に対してアブレーションを行なえばよい。アブレーションは、線状に行っても、点状に行なってもよく、アブレーションの対象部位により適宜決定することができる。
例えば、標的となる異常な左心房の一部組織は、心房細動の発作原因となる電気的興奮を左心房に伝導させる領域にある組織である。このような領域として、肺静脈（ＰＶ）及び心臓の左心房間の連結部の心筋部の近傍等が挙げられる。肺静脈及び左心房の連結部の心筋部は、肺静脈の入り口付近に相当する。好ましくは、肺静脈及び心臓の左心房間の連結部の近傍である。例えば、肺静脈及び心臓の左心房間の連結部の近傍組織を死滅させた場合、左心房と肺静脈間の電気的連結が消滅し、すなわち伝導ブロックが形成され、電気的に肺静脈が隔離され興奮が伝導されなくなり、心房細動の原因となる肺静脈を起源とする心房性期外収縮が消失する。この際、肺静脈及び心臓の左心房間の連結部の一部を死滅させてもよいが、好ましくは全周を本発明の装置を用いて治療し、組織の周方向領域の相当多くの部分を死滅させる。また、上下肺静脈の２本の肺静脈と左心房の連結部の組織を個別に死滅させてもよいし、２本を一括して取り囲むように死滅させてもよい。さらに、４本の肺静脈と左心房の連結部の組織を一括して取り囲むように死滅させてもよい。肺静脈の隔離を行う場合は、線状に連続的に組織を死滅させることが好ましい。本発明のＰＤＴを用いるアブレーション装置は、線状の連続アブレーションに適している。
さらに、心房細動の治療のためには、肺静脈の隔離に加え、左心房天蓋部と僧帽弁輪間峡部を線上に死滅させてもよい。
本発明において、上記の肺静脈から左心房への電気伝導を止めることを、「左心房と肺静脈間に伝導ブロックを作成する」ということがあり、また、「電気的肺静脈（ＰＶ）隔離アブレーション」を行なうということがある。なお、上記の４本の肺静脈と左心房の連結部の組織を一括して取り囲むように死滅させることをＢｏｘ隔離術ということがある。
本発明の装置を用いて死滅させる異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位は、電極等を用いてモニタし、電気的活性度をマッピングすると共に記録することができる。マッピングに用いる電極は、本発明の装置のカテーテルの先端に設けられる。この場合、例えば、複数の電極を間隔を空けた状態で設けてもよい。該カテーテルを電極部が心筋組織に接触するように置き、電極により電位を検出する。この場合、電気刺激用の電極も配置されており、電気刺激によって電気興奮を誘発してやり、伝導ブロックしたと思われる箇所で伝導が止まっているかどうか見ることができる。また心房細動の治療の場合、肺静脈‐左心房接合部周辺の電位を調べるため、電極付カテーテルの先端がリング状になっているものを用い、円周上の電位を測定してもよい。さらに、磁気を用いてモニタすることもでき、ＣＡＲＴＯ ｓｙｓｔｅｍ（Ｊｏｈｎｓｏｎ＆Ｊｏｈｎｓｏｎ）により、カテーテルと磁気を使って３次元的に電位情報を描出することができる（ＣＡＲＴＯマッピング）。ＣＡＲＴＯ ｓｙｓｔｅｍではカテーテル電極による心内電位記録と、磁気を利用して得られるカテーテル電極の位置（解剖学的情報＝ａｎａｔｏｍｉｃａｌ）を同時にコンピューター処理することで、心臓立体画像をコンピューターディスプレイにリアルタイムで描出し、頻拍中の興奮伝播過程や電位波高を表示することが可能である。電気信号のモニタにより異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を特定し、標的部位とすればよい。さらに、電位感受性色素（ＶＳＤ）を異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の存在が疑われる部位に適用し、電位イメージングにより電位を測定することによってもマッピングを行なうことができる。マッピング方法は種々の方法を採用することができ上記の方法に限定されない。また、上記のマッピング方法により、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位において、治療が適切になされたかどうか、例えば、伝導ブロックが作成されたかどうかをモニタすることもできる。なお、電極により心筋における電気伝導を調べることを、心内心電図をとるともいう。すなわち、本発明の装置は、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位をモニタし、又は異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位における治療がなされたかどうかをモニタするための手段である電極を含んでおり、あるいは、マッピングする手段を含んでおり、あるいは心内心電図をとる手段を含んでいる。カテーテルの電極で心筋組織の電位をモニタし、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を特定し、該部位に光線を照射するが、この際、例えば、電気的活性度のマッピングパターンとＸ線等によりカテーテルの位置を透視し、マッピングパターンとカテーテルの位置を重ね合わせることにより、カテーテルを当てる位置を正確に決定することもできる。さらに、心房内壁等の心組織へのカテーテルの接触を検知する手段を含んでいてもよい。該接触を検知する手段は、例えば電極であり接触によって心組織の電気的電気伝導を検知し得る。
ＰＤＴを行なう場合、増感剤（ＰＤＴ薬剤）を投与する必要があるが、本発明の装置と組合わせるＰＤＴ薬剤は限定されず公知のＰＤＴ薬剤をその吸収波長の光線と組合わせて用いることができ、ＰＤＴ薬剤と光線種を適宜選択すればよい。用いるＰＤＴ薬剤も６３０ｎｍ付近に吸収波長を有する薬剤から、より長波長側に吸収波長を有する薬剤のいずれも用いることができる。不整脈の治療には心筋の細胞からの***性の高い薬剤を用いるのが好ましい。また、光線照射は、薬剤が細胞内に取り込まれる前に行うことが望ましいので、細胞外の細胞間質に存在する時間が長い薬剤を用いるのが好ましい。従って、不整脈の治療には水溶性のＰＤＴ薬剤が適している。このようなＰＤＴ薬剤として、例えば、クロリン骨格を有するクロリン系薬剤であるＡＴＸ−Ｓ１０（６７０ｎｍ）（Ｉｍｉｎｏｃｈｌｏｒｉｎ ａｓｐａｒｔｉｃ ａｃｉｄ誘導体、（東洋薄荷工業株式会社、平成１２年株式会社光ケミカル研究所に権利譲渡、特開平６−８０６７１号公報）、ＮＰｅ６（６６４ｎｍ）（タラポルフィンナトリウム、レザフィリン（登録商標）、ｍｏｎｏ−Ｌ−ａｓｐａｒｔｙｌ ｃｈｌｏｒｉｎ ｅ６、特許第２９６１０７４号公報）、ｍＴＨＰＣ（６５２ｎｍ）、ＳｎＥＴ２（６６０ｎｍ）（ｔｉｎ ｅｔｉｏｐｕｒｐｕｒｉｎ、ミラバント・メディカル・テクノロジーズ）、ＡｌＰｃＳ（６７５ｎｍ）（ｃｈｌｏｒｏ ａｌｕｍｉｎｉｕｍ ｓｕｌｐｈｏｎａｔｅｄ ｐｈｔｈａｌｏｃｙａｎｉｎｅ）、ＢＰＤ−ＭＡ（６９０ｎｍ）（ｂｅｎｚｏｐｏｒｐｈｙｒｉｎ ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅ ｍｏｎｏａｃｉｄ ｒｉｎｇ Ａ、ＱＬＴ社）、Ｌｕ−ｔｅｘ（７３２ｎｍ）（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ｔｅｘａｐｈｙｒｉｎ）等が挙げられる。この中でもタラポルフィンナトリウムが好ましい。これらのＰＤＴ薬剤の投与は、薬剤をリン酸緩衝塩溶液等の適当な緩衝液に溶解させ、必要に応じて医薬的に許容できる添加物を添加する。添加物としては、有機溶媒等の溶解補助剤、酸、塩基等のｐＨ調整剤、アスコルビン酸等の安定剤、グルコース等の賦形剤、塩化ナトリウム等の等張化剤などが挙げられる。
ＰＤＴを行なうためのＰＤＴ薬剤は、あらかじめ静脈注射により治療を受けようとする被験体に投与することが好ましいが、特定の血管、例えば冠状動脈に留置したカテーテルから高濃度の薬剤を心筋に供給することにより投与してもよい。この場合、本発明の装置はＰＤＴ薬剤供給手段を含む。該ＰＤＴ薬剤供給手段は、例えばＰＤＴ薬剤を貯める手段、ＰＤＴ薬剤を標的部位に送液する手段及びＰＤＴ薬剤を標的部位に投与する手段を含む。このようにして、ＰＤＴ薬剤を投与することにより、標的部位にＰＤＴ薬剤が存在するようになり、該標的部位に光線を照射することにより異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を壊死等により障害を与えることができる。
ＰＤＴ薬剤の投与量は限定されず、例えば数μｇ／ｍｌ〜数ｍｇ／ｍｌ、好ましくは１０ｍｇ／ｍｌ〜１００ｍｇ／ｍｌに調製した薬剤を数μｌ〜数ｍｌ、好ましくは１ｍｌ〜１０ｍｌを静脈注射により投与する。体重当たりの投与量は、０．１ｍｇ／ｋｇ〜１０ｍｇ／ｋｇ、好ましくは０．５ｍｇ／ｋｇ〜５ｍｇ／ｋｇである。また、直接標的部位に注入等により投与してもよい。
ＰＤＴ薬剤投与後直ぐに又は短時間で光線照射を開始することが可能である。例えば、投与後０．５時間〜投与後１０時間以内、好ましくは投与後０．５時間〜投与後６時間以内、さらに好ましくは投与後０．５時間〜投与後５時間以内、さらに好ましくは投与後０．５時間〜投与後３時間以内に治療部位に均一に分布し、光線照射を開始することができる。この際、治療部位に治療に適した薬剤が集積したか否かを血液中の薬剤濃度を指標に決定することもできる。例えば、ヒトに１ｍｇ／ｋｇの量を投与した場合、血漿中濃度が５μｇ／ｍｌ〜５０μｇ／ｍｌ、好ましくは１０μｇ／ｍｌ〜３０μｇ／ｍｌ、さらに好ましくは１５μｇ／ｍｌ〜２５μｇ／ｍｌのときに光線を照射して治療を行えばよい。本発明においては、ＰＤＴ薬剤投与から短時間で、ＰＤＴによるアブレーション治療を開始することができる。
ヒトにおいてＰＤＴによるアブレーション治療を行う場合、上記のＰＤＴ薬剤の投与量、ＰＤＴ薬剤を投与してから光線を照射するまでの時間は、ブタ、ラット、マウス等の動物を用いて決定した条件に基づいて決定することができる。
ＰＤＴ薬剤を投与し、その後に光線を照射する光線力学的治療において、細胞の障害は活性酸素により起こる。光線力学的治療では、熱を発生せず、また局所的な治療が可能になる。従って、熱によるタンパク質の変性が生じず、標的部位及び標的部位の周辺組織の壊死が起こらないので、標的部位のみを確実に障害させることができる。なお、ＰＤＴ薬剤を用いず、レーザ等の光線のみを用いた場合、レーザの照射した部位において熱が発生し得るので、周辺組織も障害され得る。従って、本発明の光線力学的治療を利用した方法及び装置は、ＰＤＴ薬剤を用いることなくレーザのみを照射する方法又は装置に対しても優れた効果を有する。
本発明の装置において治療のために照射する光線の種類は限定されないが、連続光線を用いることができる。本発明においては、これらの光線を総称してレーザ光線ということがある。照射する波長は６００ｎｍから８００ｎｍであり、用いるＰＤＴ薬剤の吸収波長に近い波長の光線を用いればよい。
本発明の装置で用いる光線は、好ましくは連続レーザかつ半導体レーザである。また、光線として発光ダイオード（ＬＥＤ：Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）から発する光を用いることもできる。この場合、発光源としてＬＥＤチップを用いればよい。
ＰＤＴ薬剤としてタラポルフィンナトリウムを用いる場合、波長６５０〜６９０ｎｍ、好ましくは６６０〜６８０ｎｍ、好ましくは波長６６４±２ｎｍの半導体レーザを用いることが好ましい。また、ＬＥＤ発光源を用いる場合は、波長が６６０ｎｍ前後の赤色ＬＥＤが好ましい。
照射する光線の強度は、強度をいい、単位はＷ／ｃｍ２で表される。さらに、光線を照射してＰＤＴ治療を行う場合、総エネルギー密度（照射量、Ｊ／ｃｍ２）もＰＤＴ治療の成否を決めるが、強度又は総エネルギー密度は、治療すべき異常部の大きさ等により適宜決定することができる。照射する光線の強度において、高強度の範囲及び低強度の範囲は限定されず、光線の種類、治療しようとする異常部の深度等により適宜決定することができる。照射光線の強度として、１ｍＷ／ｃｍ２〜１００Ｗ／ｃｍ２、好ましくは１Ｗ／ｃｍ２〜５０Ｗ／ｃｍ２、さらに好ましくは２Ｗ／ｃｍ２〜３０Ｗ／ｃｍ２の範囲が挙げられる。照射時間は、１０秒〜１０００秒、好ましくは５０秒〜５００秒、さらに好ましくは５０秒〜２００秒である。総エネルギー密度として、照射部位の表面において１〜１００００Ｊ／ｃｍ２、好ましくは１０〜２０００Ｊ／ｃｍ２、さら好ましくは５０〜２０００Ｊ／ｃｍ２、さらに好ましくは１００〜１０００Ｊ／ｃｍ２が例示できる。なお、心筋組織の血液を人工赤血球入り液体に置換した場合、光の吸収係数を小さくすることができる。この場合、１０〜５００Ｊ／ｃｍ２が好ましい。
ＰＤＴアブレーションにおいては、光を照射する位置から深さ３〜５ｍｍまでの部位の心筋をターゲットとする。
ヒトにおいてＰＤＴによるアブレーション治療を行う場合、上記の光線照射条件は、ブタ、ラット、マウス等の動物を用いて決定した条件に基づいて決定することができる。
熱を用いて標的部位を壊死させる方法においては、熱が伝導することにより標的部位の周辺組織も障害を受け得る。一方、本発明の方法又は装置においては、伝導し得る熱を用いず、到達領域を制限可能な光線を用いるので、限局的な治療が可能である。例えば、心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の領域が小さい場合でも、周辺の正常組織に障害を与えることなく限局的な治療が可能である。本発明の方法又は装置を用いる治療においては、標的部位の光線照射前から照射後の温度上昇変化は、２０℃以内、好ましくは１０℃以内、さらに好ましくは５℃以内であり、最高温度は、６０℃以内、好ましくは５０℃以内、さらに好ましくは４５℃以内である。
本発明の装置
本発明のＰＤＴを用いた心筋の異常電気伝導遮断装置、不整脈治療装置又は心房細動治療用装置は、少なくともカテーテル１、光線発生手段（光線発生装置）２、光線を異常部に伝送する手段を有する。カテーテル１は、ベアファイバー、すなわち先端を切りっ放しにした光伝送ファイバー、または光伝送ファイバーの先端部付近に散乱物質を有して光拡散機能を有した拡散手段付きファイバーを中に備えていてもよいし、これらの光伝送ファイバーと一体化したものであってもよい。光拡散機能を有した光拡散手段として、例えば光線を散乱させるアルミナやシリカ等の散乱物質が挙げられ、これらの光を照射する部分に塗付等により付ければよい。光伝送ファイバーはカテーテルの中から出して使用してもよいし、中に入れたまま使用してもよい。照射する光線としてＬＥＤを用いる場合は、光線発生手段としてＬＥＤチップを有し、光線を伝送する手段として透明チップを有する。この場合、光伝送ファイバーは不要であり、カテーテル先端にＬＥＤチップと透明チップを有していればよい。さらにこれらの手段に加えて、光線照射条件を決定するための異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に集積したＰＤＴ薬剤量、異常部の酸素濃度をモニタし得る手段を有していてもよい。さらに、ＰＤＴ薬剤を異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に供給するための手段を備えていてもよい。さらに、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を検出し電気的活性度をマッピングするための電極又は心内心電図をとる等の電気生理学的検査のための手段を備えていてもよい。さらに、装置のカテーテルと心房内壁等の心組織の接触を検知するための電極を備えていてもよい。電気生理学的検査のための手段である電極等は、アブレーションを行うための光伝送ファイバーを備えているカテーテル内に配設してもよいし、アブレーションのためのカテーテルとは別に電気生理学的検査のためのカテーテル、例えば診断用電極カテーテルを備えていてもよい。この場合、アブレーションのためのカテーテルと診断用電極カテーテルを左右別々の大腿静脈から挿入すればよい。また、カテーテル先端は自由に屈曲する構造をとっていることが必要である。このためには、例えばカテーテル中にテンションワイヤーを配設し、テンションワイヤーの牽引操作により先端部を屈曲させることができる。さらに、先端部をあらかじめ治療部位の形状に適合させるように曲げておいてもよい。図１４に、心房細胞の治療に用い得る本発明の装置の構成図を示した。図１４Ａは装置の全体を示し、図１４Ｂは光ファイバーを有する装置を示し、図１４Ｃは拡散手段付き光ファイバーを有する装置を示す。本発明の装置はバルーンを有さず拡散ファイバーやベアファイバーのみを有するので、バルーンを有する装置では治療不可能な狭い部位や複雑な部位も治療することができる。
カテーテル先端は自由に屈曲する構造を有することが好ましい。
カテーテル１は、通常心臓カテーテルとして用いられているものを使用することができる。本発明の装置はカテーテルを標的部位に挿入進行させるためのガイドシースやガイドワイヤーを含んでいてもよい。カテーテルは、定法により、大腿動脈や上腕動脈から体内に挿入すればよい。また、大腿静脈から挿入し、右心房に到達、左心組織へはＢｒｏｃｋｅｎｂｒｏｕｇｈ法により経心房中隔的に到達する方法も一般的に行なわれている。
光線発生手段２は、上述の光線を発生し得る光線発生装置を用いることができる。
光線を異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位へ伝送する手段には、カテーテル１の遠位端部付近に位置する光線を異常部に向けて照射する照射部及び光線を光線発生装置から該光線照射部に伝送する光伝送ファイバー３が含まれる。光伝送ファイバーは石英ファイバーであってもよいし、プラスチックファイバーであってもよい。本明細書において「遠位端部付近」とは、光線発生装置と連結された端部（近位端部）の反対側の端部に近い部分を意味し、遠位端部及び遠位端部から数十ｃｍ程度の部分を指す。
光伝送ファイバー３はカテーテル１の中に含まれ、その一端で光線発生装置と連結し、もう一端で光線照射部と連結している。本発明で用いられる光伝送ファイバー３は、直径０．０５〜０．６ｍｍ程度のものを、カテーテル１の中に収まり光線のエネルギーを伝送できる限り、広く種々の径のものを用いることができ、カテーテル１の中に例えばＰＤＴ薬剤供給手段等が含まれる場合等において適宜その径を変更することもできる。なお、光線発生装置と光伝送ファイバー３の間又は光伝送ファイバー３の中間には、装置に含まれ得るモニタ装置等に対して情報を伝送するために適宜ビームスプリッター５、フィルター７等を設けてもよい。
光線照射部は、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位にレーザを照射するためのものであり、光伝送ファイバー３内を伝送されてきた光線が異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に向けて照射され、その部位の細胞を壊死させる。例えば、心房細動の治療のために、肺静脈と左心房間の連結部の近傍組織を標的とする場合、全周にわたって、細胞を死滅させることが望ましい。すなわち、肺静脈の周囲に線状に連続的に光線を照射する。このためには、光線を照射しながらカテーテル先端を線状に動かせばよい。さらに、光線照射部は、カテーテルの遠位端部付近の全周にわたって備えておいてもよい。光伝送ファイバー３の遠位端部付近に光線が側方照射されるようにプリズムを備えていてもよいし、光伝送ファイバー３の遠位端部付近を光線が側方照射されるように粗面加工してもよい。また、光伝送ファイバー３の遠位端部付近に光線を散乱させるアルミナやシリカ等の散乱物質を塗付しておいてもよい。さらに、また、カテーテルを回転させて全周にわたって光線を照射してもよい。光伝送ファイバー３の遠位端部付近から照射された光線が異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を照射する面積範囲は、０．５ｃｍ２〜３ｃｍ２が好ましい。また、照射範囲が局所的で狭くても、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の大きさに応じてカテーテル１を回転させるなどして、照射の向きを変えて異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に複数回照射を行うことにより、標的組織を完全に死滅させることができる。また、光線を照射する際、高強度の光線を照射するか、又は低強度の光線を長時間照射することにより、深い部位の細胞まで壊死させることができる。本発明の装置は、貫壁性を有している。ここで、貫壁性とは、心房筋を内側から外側まで処理できることをいう。心房筋の内側から外側までの距離は、３〜５ｍｍ程度である。例えば、心房細動の治療の場合、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位を３〜５ｍｍの深さで壊死させればよい。
異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に存在するＰＤＴ薬剤及び酸素濃度をモニタし得る手段は、異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位のＰＤＴ薬剤由来の蛍光、りん光や酸素由来の蛍光をモニタする装置である。これらの蛍光又はりん光は光伝送ファイバー中を逆送する。この際、蛍光又はりん光をモニタするためのファイバーはレーザを伝送したファイバー３を用いてもよいし、別途モニタ専用のファイバーをカテーテル１内に設けてもよい。蛍光又はりん光モニタ用ファイバーが光線伝送用ファイバーと共通の場合、光線発生装置と光線照射部の間に設けられたビームスプリッター５により蛍光又はりん光は進路を変え、適当なフィルター７を通り所望の波長の光のみ選択され検出器８に到達する。また、蛍光又はりん光モニタ用ファイバーが光伝送用ファイバー３と独立して存在する場合は、蛍光又はりん光モニタ用ファイバーは直接検出器８と連結しており、蛍光又はりん光がファイバーを通って、検出器８に到達する。検出器８により蛍光又はりん光を分析することにより、ＰＤＴ薬剤量及び酸素濃度をモニタすることができる。例えば、ＰＤＴ薬剤のポルフィリン環は励起されると蛍光を発生するので、該蛍光を計測することによりＰＤＴ薬剤の量が測定できる。また、酸素濃度に応じてりん光が消光するので、りん光を計測することにより酸素濃度も測定できる。また、活性酸素により蛍光強度が増加する酸化蛍光指示薬を用いたり、ルテニウム錯体を光ファイバーに固定し、酸素濃度によりルテニウム錯体の蛍光反応が消光する現象を利用してもよい。局所的な酸素分圧の計測は、Ｊ．Ｍ．Ｖａｎｄｅｒｋｏｏｉ ｅｔ ａｌ．，Ｔｈｅ Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，Ｖｏｌ．２６２，Ｎｏ．１２，Ｉｓｓｕｅ ｏｆ Ａｐｒｉｌ ２５，ｐｐ．５４７６−５４８２，１９８７、日本化学会編、実験化学講座（分光ＩＩ），ｐｐ．２７５−１９４，１９９８及びＬｉｃｈｉｎｉ Ｍ ｅｔ ａｌ．，Ｃｈｅｍ．Ｃｏｍｍｕｎ．，１９，ｐｐ．１９４３−１９４４，１９９９等の記載に従って行うことができる。検出器は光線発生手段と電子的に連結しており、検出手段により蓄積したＰＤＴ薬剤量及び酸素量がフィードバックされ必要に応じて光線強度、照射時間等の光線照射条件を変えてリアルタイムに制御することが可能である。
該装置は、上記のカテーテルを含む装置をそのまま利用することもできるが、カテーテルを含む必要はなく、カテーテルの替りに単なる光伝送ファイバーを含んでいてもよい。
本発明の装置の使用
本発明の装置は、カテーテル１を大腿動脈、大腿静脈、上腕動脈や上腕静脈から心臓又はその近傍に挿入し光線照射部を異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位まで運び、そこで光線を照射することにより行なうことができる。また、開胸手術又は腹腔鏡手術を行い、本発明の装置を用いて異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に光線を照射することもできる。本発明の装置を治療に使用する方法は、例えば、静脈又は動脈にカテーテルを挿入する段階、その静脈又は動脈を介した適切な操作により心房までカテーテルを導く段階、標的とする領域までカテーテルを導く段階、標的領域に装置を配置する段階、及び、装置から標的領域に光線を照射しエネルギーを放出する段階等を含んでいる。カテーテル１の挿入は公知の方法によって行なうことができ、この際、適当なガイドシースやガイドワイヤーを用いてもよい。この際、治療を行う被験体にはあらかじめ上記の水溶性のＰＤＴ薬剤を静脈注射等により投与しておくことにより、異常部にあらかじめＰＤＴ薬剤を存在させておく。標的部位に光線を照射することにより、該組織部位を障害させることができる。
光線は、異常部位に線状に連続して照射してもよいし、点状に照射してもよい。心房細動の治療を行う場合は、線状に連続して照射し、電気的肺静脈（ＰＶ）隔離アブレーションを行うのが好ましい。
本発明を以下の実施例によって具体的に説明するが、本発明はこれらの実施例によって限定されるものではない。
ラット心筋由来細胞株Ｈ９ｃ２（２−１）に対するＰＤＴ効果
ラット心筋由来の骨格筋様筋芽細胞株Ｈ９ｃ２（２−１）を用いて、薬剤濃度と死細胞率の関係、及び細胞死を引き起こすのに必要なレーザ出力を調べた。
培地として、Ｄ−ＭＥＭ＋１０％ＦＢＳを用いて、上記細胞を継代後、コンフルエントのものを単離し９６ウェルマイクロプレートに入れ、３７℃、ＣＯ２濃度５％で１日培養した。
培養した細胞２．０×１０４細胞／ウェルの密度に調整し、ＰＤＴ薬剤としてタラポルフィンナトリウムを各濃度で培地に溶かし、０．１ｍｌ／ウェルの濃度で投与。１〜２時間の接触後、レーザを照射して照射終了後に培地を交換した。
この際、半導体レーザ（ピーク波長６７０．８ｎｍ）連続光を０．５ｃｍ２の照射野（＝ウェルの面積）に対して各条件で照射した。
レーザを照射後、Ｃｅｌｌ Ｃｏｕｎｔｉｎｇ Ｋｉｔ−８（株式会社同仁化学研究所，以下ＣＣＫ−８）を各ウェルの培地に０．０１ｍｌ投与し、２時間、インキュベーターに入れた後、吸光度を測定して死細胞率を算出した。死細胞率の算出は、ＣＣＫ−８中の発色試薬が細胞中の脱水素酵素により還元され呈色することを利用した。サンプル数はｎ＝６であった。
実験条件は以下の通りであった。
（ｉ） 薬剤濃度と死細胞率の関係
薬剤濃度：１０、２０、３０、４０μｇ／ｍｌ
レーザ強度：１５０ｍＷ／ｃｍ２
総エネルギー密度：３Ｊ／ｃｍ２
（ｉｉ） レーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係
薬剤濃度：７．５、１５μｇ／ｍｌ
レーザ強度：１５０ｍＷ／ｃｍ２
総エネルギー密度：３、６、９、１２Ｊ／ｃｍ２
（ｉｉｉ） レーザ強度と死細胞率の関係
薬剤濃度：７．５、１５μｇ／ｍｌ
レーザ強度：５０、１５０、２５０ｍＷ／ｃｍ２
総エネルギー密度：３Ｊ／ｃｍ２
図１に薬剤濃度と死細胞率の関係を示す。図１に示すように、薬剤濃度が３０μｇ／ｍｌまでは、薬剤濃度が高いほど死細胞率が高くなり、４０μｇ／ｍｌのときは３０μｇ／ｍｌのときと変わらなかった。
図２にレーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す。タラポルフィンナトリウム濃度が７．５μｇ／ｍｌの場合は、細胞死はほとんど認められなかったが、タラポルフィンナトリウム濃度が１５μｇ／ｍｌの場合、レーザ照射の総エネルギー密度が大きいほど、死細胞率が高かった。
図３にレーザ強度と死細胞率の関係を示す。図３に示すように、レーザ強度が５０〜２００ｍＷ／ｃｍ２の範囲では、死細胞率は変動しなかった。
図４に上記条件（ｉｉ）の場合の細胞状態の比較を示す。図４左上が未処理の正常の状態、右上が条件７．５μｇ／ｍｌ、３Ｊ／ｃｍ２の場合の状態、左下が条件１５μｇ／ｍｌ、３Ｊ／ｃｍ２の場合の状態、右下が条件１５μｇ／ｍｌ、１２Ｊ／ｃｍ２の場合の状態を示す。
ラット心筋由来の骨格筋様筋芽細胞株Ｈ９ｃ２（２−１）を用いて、薬剤濃度と死細胞率の関係、及び細胞死を引き起こすのに必要なレーザ出力を調べた。
培地として、Ｄ−ＭＥＭ＋１０％ＦＢＳを用いて、上記細胞を継代後、コンフルエントのものを単離し９６ウェルマイクロプレートに入れ、３７℃、ＣＯ２濃度５％で１日培養した。
培養した細胞２．０×１０４細胞／ウェルの密度に調整し、ＰＤＴ薬剤としてタラポルフィンナトリウムを各濃度で培地に溶かし、０．１ｍｌ／ウェルの濃度で投与。１〜２時間の接触後、レーザを照射して照射終了後に培地を交換した。
この際、半導体レーザ（ピーク波長６７０．８ｎｍ）連続光を０．５ｃｍ２の照射野（＝ウェルの面積）に対して各条件で照射した。
レーザを照射後、Ｃｅｌｌ Ｃｏｕｎｔｉｎｇ Ｋｉｔ−８（株式会社同仁化学研究所，以下ＣＣＫ−８）を各ウェルの培地に０．０１ｍｌ投与し、２時間、インキュベーターに入れた後、吸光度を測定して死細胞率を算出した。死細胞率の算出は、ＣＣＫ−８中の発色試薬が細胞中の脱水素酵素により還元され呈色することを利用した。サンプル数はｎ＝６であった。
実験条件は以下の通りであった。
（ｉ） 薬剤濃度と死細胞率の関係
薬剤濃度：１０、２０、３０、４０μｇ／ｍｌ
レーザ強度：１５０ｍＷ／ｃｍ２
総エネルギー密度：３Ｊ／ｃｍ２
（ｉｉ） レーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係
薬剤濃度：７．５、１５μｇ／ｍｌ
レーザ強度：１５０ｍＷ／ｃｍ２
総エネルギー密度：３、６、９、１２Ｊ／ｃｍ２
（ｉｉｉ） レーザ強度と死細胞率の関係
薬剤濃度：７．５、１５μｇ／ｍｌ
レーザ強度：５０、１５０、２５０ｍＷ／ｃｍ２
総エネルギー密度：３Ｊ／ｃｍ２
図１に薬剤濃度と死細胞率の関係を示す。図１に示すように、薬剤濃度が３０μｇ／ｍｌまでは、薬剤濃度が高いほど死細胞率が高くなり、４０μｇ／ｍｌのときは３０μｇ／ｍｌのときと変わらなかった。
図２にレーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す。タラポルフィンナトリウム濃度が７．５μｇ／ｍｌの場合は、細胞死はほとんど認められなかったが、タラポルフィンナトリウム濃度が１５μｇ／ｍｌの場合、レーザ照射の総エネルギー密度が大きいほど、死細胞率が高かった。
図３にレーザ強度と死細胞率の関係を示す。図３に示すように、レーザ強度が５０〜２００ｍＷ／ｃｍ２の範囲では、死細胞率は変動しなかった。
図４に上記条件（ｉｉ）の場合の細胞状態の比較を示す。図４左上が未処理の正常の状態、右上が条件７．５μｇ／ｍｌ、３Ｊ／ｃｍ２の場合の状態、左下が条件１５μｇ／ｍｌ、３Ｊ／ｃｍ２の場合の状態、右下が条件１５μｇ／ｍｌ、１２Ｊ／ｃｍ２の場合の状態を示す。
摘出心筋組織に対する電気伝導ブロックの作成
心筋組織を用いてＰＤＴ実施による電気伝導ブロックの作成を行なった。
Ｗｉｓｔｅｒラットから心筋組織を摘出し、灌流液（Ｔｙｒｏｄｅ液（Ｏ２：９５％，ＣＯ２：５％気体を通気し、恒温装置で３７℃に保持））に浸し展開し、タングステン線で組織バスの床（シリコン製）に固定し摘出心室筋の展開標本（縦最大１．５ｃｍ，横１．０ｃｍ，厚み０．１８ｃｍ）を作製した。展開標本には、灌流液を流し、約３時間放置して安定させた。この際、灌流液は再使用しなかった。
ＰＤＴ薬剤として、タラポルフィンナトリウムを４．３μｇ／ｍｌで灌流液に溶かし、３００ｃｃを循環灌流した。なお、３００ｇラットに約２ｍｇ／ｋｇで静注した場合、体中の液体に対してこの程度の濃度で薬剤が溶けているとみなせる。２時間の接触後、灌流液の液面を組織表面以下まで下げ、レーザを展開した組織に照射した。レーザ照射後、再びタラポルフィンナトリウムを含まない通常の灌流液に戻した。
照射したレーザは、半導体レーザ（ピーク波長６７０．８ｎｍ）連続光であり、０．００７８ｃｍ２のファイバ先端照射口から強度１５０ｍＷ／ｃｍ２で組織に接触状態で照射した。５分間、組織表面の０．１ｃｍ２（縦０．１ｃｍ×横１ｃｍ）領域にファイバーを移動させながらレーザ照射した。総エネルギー密度に換算して３．５Ｊ／ｃｍ２照射した。
組織活動電位の測定は以下のようにして行なった。刺激装置により２Ｈｚ、５０ｍＡの電気刺激を双極電極（０．２φ銀線）から与え、双極導出電極（０．２５φステンレス線）によって組織表面の電位を導出した。
図５に実験装置全体像を示す。図６に展開した筋組織周辺の拡大図を示す。図７に組織中のレーザ照射領域と刺激・電位導出部位を示す。
図８Ａ〜８Ｆに展開組織の電位変化を示す。図８Ａ〜図８Ｆにおいて、上の線が図７における部位１の電位変化を示し、下の線が図７における部位２の電位変化を示す。縦軸の単位は、ｍＶである。
図８Ａは、安定時の電位変化を示し、５ｍｓ及び８ｍｓ付近で上下しているピーク部分は組織の活動電位を表す。図８Ｂは、レーザ照射直前の電位変化を示す。薬剤入り灌流液が組織表面以下になり、電位状態が変化している。２の部位で認められる正弦波はノイズの混入を表している。図８Ｃは、レーザ照射開始２分後の電位変化を示す。部位１には変化が見られないが、部位２では図８Ｂに比べてピーク位置が遅れ始めている。図８Ｄは、レーザ照射開始５分後の電位変化を示す。図８Ｃよりさらに部位２のピークが遅れ、形も崩れてきている。これは刺激の伝導経路が一部ブロックされていることを示唆する。図８Ｅは、レーザ照射終了後、５分経過時点の電位変化を示す。部位２のピークが消失した。電気伝導経路が完全にブロックされたと考えられる。図８Ｆは、部位２での自動能（自ら活動電位を発生すること）の出現を示す図である。図８Ｆは、図８Ｅからさらに数分置いた状態での電位変化を示す。部位１は刺激電位（大きなピーク）によって活動電位を生じているのに対し、部位２はそれとは無関係に活動電位を生じている。このことは組織裏側にまで電気伝導ブロックが形成されていることを示す。少なくともこの後１時間は、電気伝導の再開は確認できなかった。
図９は、ＰＤＴ試行部位の組織標本を示す。図９中のスケールバーの長さは０．０５ｍｍである。図９に示すように細胞の状態に大きな異常が見られない。これは細胞に対して熱的な障害を与えておらず、また細胞壁に対して障害を与えたことを示す。
心筋組織を用いてＰＤＴ実施による電気伝導ブロックの作成を行なった。
Ｗｉｓｔｅｒラットから心筋組織を摘出し、灌流液（Ｔｙｒｏｄｅ液（Ｏ２：９５％，ＣＯ２：５％気体を通気し、恒温装置で３７℃に保持））に浸し展開し、タングステン線で組織バスの床（シリコン製）に固定し摘出心室筋の展開標本（縦最大１．５ｃｍ，横１．０ｃｍ，厚み０．１８ｃｍ）を作製した。展開標本には、灌流液を流し、約３時間放置して安定させた。この際、灌流液は再使用しなかった。
ＰＤＴ薬剤として、タラポルフィンナトリウムを４．３μｇ／ｍｌで灌流液に溶かし、３００ｃｃを循環灌流した。なお、３００ｇラットに約２ｍｇ／ｋｇで静注した場合、体中の液体に対してこの程度の濃度で薬剤が溶けているとみなせる。２時間の接触後、灌流液の液面を組織表面以下まで下げ、レーザを展開した組織に照射した。レーザ照射後、再びタラポルフィンナトリウムを含まない通常の灌流液に戻した。
照射したレーザは、半導体レーザ（ピーク波長６７０．８ｎｍ）連続光であり、０．００７８ｃｍ２のファイバ先端照射口から強度１５０ｍＷ／ｃｍ２で組織に接触状態で照射した。５分間、組織表面の０．１ｃｍ２（縦０．１ｃｍ×横１ｃｍ）領域にファイバーを移動させながらレーザ照射した。総エネルギー密度に換算して３．５Ｊ／ｃｍ２照射した。
組織活動電位の測定は以下のようにして行なった。刺激装置により２Ｈｚ、５０ｍＡの電気刺激を双極電極（０．２φ銀線）から与え、双極導出電極（０．２５φステンレス線）によって組織表面の電位を導出した。
図５に実験装置全体像を示す。図６に展開した筋組織周辺の拡大図を示す。図７に組織中のレーザ照射領域と刺激・電位導出部位を示す。
図８Ａ〜８Ｆに展開組織の電位変化を示す。図８Ａ〜図８Ｆにおいて、上の線が図７における部位１の電位変化を示し、下の線が図７における部位２の電位変化を示す。縦軸の単位は、ｍＶである。
図８Ａは、安定時の電位変化を示し、５ｍｓ及び８ｍｓ付近で上下しているピーク部分は組織の活動電位を表す。図８Ｂは、レーザ照射直前の電位変化を示す。薬剤入り灌流液が組織表面以下になり、電位状態が変化している。２の部位で認められる正弦波はノイズの混入を表している。図８Ｃは、レーザ照射開始２分後の電位変化を示す。部位１には変化が見られないが、部位２では図８Ｂに比べてピーク位置が遅れ始めている。図８Ｄは、レーザ照射開始５分後の電位変化を示す。図８Ｃよりさらに部位２のピークが遅れ、形も崩れてきている。これは刺激の伝導経路が一部ブロックされていることを示唆する。図８Ｅは、レーザ照射終了後、５分経過時点の電位変化を示す。部位２のピークが消失した。電気伝導経路が完全にブロックされたと考えられる。図８Ｆは、部位２での自動能（自ら活動電位を発生すること）の出現を示す図である。図８Ｆは、図８Ｅからさらに数分置いた状態での電位変化を示す。部位１は刺激電位（大きなピーク）によって活動電位を生じているのに対し、部位２はそれとは無関係に活動電位を生じている。このことは組織裏側にまで電気伝導ブロックが形成されていることを示す。少なくともこの後１時間は、電気伝導の再開は確認できなかった。
図９は、ＰＤＴ試行部位の組織標本を示す。図９中のスケールバーの長さは０．０５ｍｍである。図９に示すように細胞の状態に大きな異常が見られない。これは細胞に対して熱的な障害を与えておらず、また細胞壁に対して障害を与えたことを示す。
培養心筋細胞に対するＰＤＴ効果
ラット初代培養心筋細胞を用いて、薬剤濃度と死細胞率の関係、及び細胞死を引き起こすのに必要なレーザ出力を調べた。
初代培養心筋細胞は、ラット心室筋より抽出したものを（株）セルガレージより購入した。培地として、Ｄ−ＭＥＭ／Ｆ１２＋１０％ＦＢＳを用いた。
初代培養心筋細胞を浮遊状態で購入し、９６ウェルマイクロプレートに播種した。３７℃，ＣＯ２濃度５％で培養し、培養３日目と７日目の細胞を使用した。初代培養心筋細胞は拍動しており、細胞間の拍動は同期している。
初代培養心筋細胞２．０×１０４細胞／ウェルの密度に調整し、ＰＤＴ薬剤としてタラポルフィンナトリウムを各濃度で培地に溶かし、０．１ｍｌ／ウェルの濃度で投与。１〜２時間の接触後、レーザを照射して照射終了後に培地を交換した。
この際、半導体レーザ（ピーク波長６７０．８ｎｍ）連続光を０．５ｃｍ２の照射野（＝ｗｅｌｌの面積）に対して各条件で照射した。
レーザを照射後、Ｃｅｌｌ Ｃｏｕｎｔｉｎｇ Ｋｉｔ−８（株式会社同仁化学研究所，以下ＣＣＫ−８）を各ウェルの培地に０．０１ｍｌ投与し、２時間、インキュベーターに入れた後、吸光度を測定して死細胞率を算出した。サンプル数はｎ＝６であった。
実験条件は以下の通りであった。
（ｉ） 培養３日目の細胞
使用細胞：培養３日目
薬剤濃度：５、１０、１５μｇ／ｍｌ
レーザ強度：１５０ｍＷ／ｃｍ２
総エネルギー密度：１、２、３、５Ｊ／ｃｍ２
（ｉｉ） 培養７日目の細胞
使用細胞：培養７日目
薬剤濃度：２０、２５、３０μｇ／ｍｌ
レーザ強度：１５０ｍＷ／ｃｍ２
総エネルギー密度：３Ｊ／ｃｍ２
図１０に条件（ｉ）の場合の、レーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す。図１０に示すように、投与タラポルフィンナトリウム濃度が大きい場合に、レーザ照射の総エネルギー密度が大きいほど死細胞率が高かった。しかしながら、タラポルフィンナトリウム投与濃度が１５μｇ／ｍｌの場合、レーザ照射の総エネルギー密度３Ｊ／ｃｍ２よりも５Ｊ／ｃｍ２で死細胞率は低下した。
図１１に条件（ｉｉ）の場合の、レーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す。培養７日の細胞を用いた場合、培養３日目の細胞を用いた場合よりも死細胞率は高かった。
図１２は、条件１０μｇ／ｍｌ、３Ｊ／ｃｍ２での細胞の状態を示す。図１２左はＰＤＴ前の状態であり、図１２右は、ＰＤＴ１日後の状態を示す。図中のスケールバーの長さは０．１ｍｍである。図１２に示すように、細胞状態にダメージは見られないが、実際には拍動がＰＤＴ直後からストップする。しかし、表１に示すように、実験後１〜３日程度で拍動の再開、同期が観察された。
表１中、１ｄ、２ｄ、３ｄは各ＰＤＴ実施１日後、２日後、３日後、μｇは薬剤濃度μｇ／ｍｌを意味する。表１中の数値は（拍動が再開したサンプル数）／（全サンプル数）を意味する。
図１３は、条件２０μｇ／ｍｌ、３Ｊ／ｃｍ２での細胞の状態を示す。図１２左はＰＤＴ前の状態であり、図１２右は、ＰＤＴ１日後の状態を示す。結合していた細胞がバラバラになっており、個々の細胞自身も収縮している。拍動の再開は恒久的に起こらない。
ラット初代培養心筋細胞を用いて、薬剤濃度と死細胞率の関係、及び細胞死を引き起こすのに必要なレーザ出力を調べた。
初代培養心筋細胞は、ラット心室筋より抽出したものを（株）セルガレージより購入した。培地として、Ｄ−ＭＥＭ／Ｆ１２＋１０％ＦＢＳを用いた。
初代培養心筋細胞を浮遊状態で購入し、９６ウェルマイクロプレートに播種した。３７℃，ＣＯ２濃度５％で培養し、培養３日目と７日目の細胞を使用した。初代培養心筋細胞は拍動しており、細胞間の拍動は同期している。
初代培養心筋細胞２．０×１０４細胞／ウェルの密度に調整し、ＰＤＴ薬剤としてタラポルフィンナトリウムを各濃度で培地に溶かし、０．１ｍｌ／ウェルの濃度で投与。１〜２時間の接触後、レーザを照射して照射終了後に培地を交換した。
この際、半導体レーザ（ピーク波長６７０．８ｎｍ）連続光を０．５ｃｍ２の照射野（＝ｗｅｌｌの面積）に対して各条件で照射した。
レーザを照射後、Ｃｅｌｌ Ｃｏｕｎｔｉｎｇ Ｋｉｔ−８（株式会社同仁化学研究所，以下ＣＣＫ−８）を各ウェルの培地に０．０１ｍｌ投与し、２時間、インキュベーターに入れた後、吸光度を測定して死細胞率を算出した。サンプル数はｎ＝６であった。
実験条件は以下の通りであった。
（ｉ） 培養３日目の細胞
使用細胞：培養３日目
薬剤濃度：５、１０、１５μｇ／ｍｌ
レーザ強度：１５０ｍＷ／ｃｍ２
総エネルギー密度：１、２、３、５Ｊ／ｃｍ２
（ｉｉ） 培養７日目の細胞
使用細胞：培養７日目
薬剤濃度：２０、２５、３０μｇ／ｍｌ
レーザ強度：１５０ｍＷ／ｃｍ２
総エネルギー密度：３Ｊ／ｃｍ２
図１０に条件（ｉ）の場合の、レーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す。図１０に示すように、投与タラポルフィンナトリウム濃度が大きい場合に、レーザ照射の総エネルギー密度が大きいほど死細胞率が高かった。しかしながら、タラポルフィンナトリウム投与濃度が１５μｇ／ｍｌの場合、レーザ照射の総エネルギー密度３Ｊ／ｃｍ２よりも５Ｊ／ｃｍ２で死細胞率は低下した。
図１１に条件（ｉｉ）の場合の、レーザ照射の総エネルギー密度と死細胞率の関係を示す。培養７日の細胞を用いた場合、培養３日目の細胞を用いた場合よりも死細胞率は高かった。
図１２は、条件１０μｇ／ｍｌ、３Ｊ／ｃｍ２での細胞の状態を示す。図１２左はＰＤＴ前の状態であり、図１２右は、ＰＤＴ１日後の状態を示す。図中のスケールバーの長さは０．１ｍｍである。図１２に示すように、細胞状態にダメージは見られないが、実際には拍動がＰＤＴ直後からストップする。しかし、表１に示すように、実験後１〜３日程度で拍動の再開、同期が観察された。
図１３は、条件２０μｇ／ｍｌ、３Ｊ／ｃｍ２での細胞の状態を示す。図１２左はＰＤＴ前の状態であり、図１２右は、ＰＤＴ１日後の状態を示す。結合していた細胞がバラバラになっており、個々の細胞自身も収縮している。拍動の再開は恒久的に起こらない。
培養心筋細胞に対するＰＤＴ効果（死細胞率ｖｓ薬剤濃度、Ｔｏｔａｌ Ｄｏｓｅ）
ＳＤラット由来培養心筋細胞を用いて、薬剤濃度、薬剤接触時間と死細胞率の関係、及び細胞死を引き起こすのに必要なレーザ出力を調べた。
ＳＤラット由来培養心筋細胞は、（株）セルガレージより入手した。培地として、Ｄ−ＭＥＭ／Ｆ１２＋１０％ＦＢＳを用いた。
浮遊状態の心筋細胞２．２〜２．３×１０５細胞／ｍｌをコラーゲンコート済み９６ウェルプレートに０．１ｍｌ／ウェル（２．２〜２．３×１０４細胞／ウェル）ずつ播種し、インキュベーター（３７℃、ＣＯ２濃度５％）で６〜７日間培養した。
この際、ＰＤＴ薬剤としてタラポルフィンナトリウムを５、１５又は３０μｇ／ｍｌとなるように培地に溶解させた。心筋細胞をタラポルフィンナトリウム０、３０、６０又は１２０分間接触させた後、レーザを照射した。レーザ照射は、半導体レーザ（ピーク波長６７０．８ｎｍ、パワー密度１５０ｍＷ／ｃｍ２）連続光を０．５ｃｍ２の照射野（＝ｗｅｌｌの面積）に対して各条件５、１０及び１５Ｊ／ｃｍ２）で照射した。
レーザを照射後、Ｃｅｌｌ Ｃｏｕｎｔｉｎｇ Ｋｉｔ−８（株式会社同仁化学研究所，以下ＣＣＫ−８）を各ウェルの培地に０．０１ｍｌ投与し、２時間、インキュベーターに入れた後、４５０ｎｍにおける吸光度を測定して死細胞率を算出した。レーザ照射なしの場合の吸光度を１００％として死細胞率を算出した。
図１５〜１８に心筋細胞とタラポルフィリンナトリウムをそれぞれ０、３０、６０又は１２０分間接触させた場合の、各薬剤濃度におけるレーザ照射の総エネルギー密度と照射２時間後の死細胞率の関係を示す。０〜１２０分のいずれの接触時間においても薬剤濃度１５μｇ／ｍｌ以下では著しい効果は見られなかった。一方、薬剤濃度３０μｇ／ｍｌではレーザ光照射後の死細胞率上昇が顕著に見られた。図１９に心筋細胞とタラポルフィンナトリウムの接触時間と死細胞率の関係を示す。図１９より接触時間を変化させた場合、３０分間の接触が最も効果が高く、また接触時間が３０分間より短い場合でも長い場合でも効果が薄れていくことが分かった。
図２０Ａ〜Ｅにタラポルフィンナトリウム３０μｇ／ｍｌの場合の、対照（図２０Ｅ）と接触時間０（図２０Ａ）、３０（図２０Ｂ）、６０（図２０Ｃ）、１２０（図２０Ｄ）におけるレーザ光照射（１５Ｊ／ｃｍ２）直後の細胞形態を示す。３０分間の接触では細胞の剥がれ、収縮など顕著な細胞形態の変化が認められた。
ＳＤラット由来培養心筋細胞を用いて、薬剤濃度、薬剤接触時間と死細胞率の関係、及び細胞死を引き起こすのに必要なレーザ出力を調べた。
ＳＤラット由来培養心筋細胞は、（株）セルガレージより入手した。培地として、Ｄ−ＭＥＭ／Ｆ１２＋１０％ＦＢＳを用いた。
浮遊状態の心筋細胞２．２〜２．３×１０５細胞／ｍｌをコラーゲンコート済み９６ウェルプレートに０．１ｍｌ／ウェル（２．２〜２．３×１０４細胞／ウェル）ずつ播種し、インキュベーター（３７℃、ＣＯ２濃度５％）で６〜７日間培養した。
この際、ＰＤＴ薬剤としてタラポルフィンナトリウムを５、１５又は３０μｇ／ｍｌとなるように培地に溶解させた。心筋細胞をタラポルフィンナトリウム０、３０、６０又は１２０分間接触させた後、レーザを照射した。レーザ照射は、半導体レーザ（ピーク波長６７０．８ｎｍ、パワー密度１５０ｍＷ／ｃｍ２）連続光を０．５ｃｍ２の照射野（＝ｗｅｌｌの面積）に対して各条件５、１０及び１５Ｊ／ｃｍ２）で照射した。
レーザを照射後、Ｃｅｌｌ Ｃｏｕｎｔｉｎｇ Ｋｉｔ−８（株式会社同仁化学研究所，以下ＣＣＫ−８）を各ウェルの培地に０．０１ｍｌ投与し、２時間、インキュベーターに入れた後、４５０ｎｍにおける吸光度を測定して死細胞率を算出した。レーザ照射なしの場合の吸光度を１００％として死細胞率を算出した。
図１５〜１８に心筋細胞とタラポルフィリンナトリウムをそれぞれ０、３０、６０又は１２０分間接触させた場合の、各薬剤濃度におけるレーザ照射の総エネルギー密度と照射２時間後の死細胞率の関係を示す。０〜１２０分のいずれの接触時間においても薬剤濃度１５μｇ／ｍｌ以下では著しい効果は見られなかった。一方、薬剤濃度３０μｇ／ｍｌではレーザ光照射後の死細胞率上昇が顕著に見られた。図１９に心筋細胞とタラポルフィンナトリウムの接触時間と死細胞率の関係を示す。図１９より接触時間を変化させた場合、３０分間の接触が最も効果が高く、また接触時間が３０分間より短い場合でも長い場合でも効果が薄れていくことが分かった。
図２０Ａ〜Ｅにタラポルフィンナトリウム３０μｇ／ｍｌの場合の、対照（図２０Ｅ）と接触時間０（図２０Ａ）、３０（図２０Ｂ）、６０（図２０Ｃ）、１２０（図２０Ｄ）におけるレーザ光照射（１５Ｊ／ｃｍ２）直後の細胞形態を示す。３０分間の接触では細胞の剥がれ、収縮など顕著な細胞形態の変化が認められた。
ラット心筋細胞に対してＰＤＴ中の細胞内カルシウムイオン濃度変化の測定
播種１日目の細胞に対して、後述する４つのプロトコールで細胞内Ｃａ２＋濃度変化を測定した。ＳＤラット由来培養心筋細胞を用いた。細胞培養用培地として、Ｄ−ＭＥＭ／Ｆ１２＋１０％ＦＢＳを用いた。実験に供する前に浮遊状態の心筋細胞１．６×１０５細胞／ｍｌをガラスボトム２４ウェルプレートに０．５ｍｌ／ウェル（８．０×１０４細胞／ｗｅｌｌ）ずつ播種し、インキュベーター（３７℃、ＣＯ２ ５％）で１日間培養した。
また、２．２ｍＭのＣａ２＋を含むＭＥＭ＋１０％ＦＢＳを正常培地として用い、３６４μＭのＣａ２＋を含むＳＭＥＭ＋１０％ＦＢＳをＣａ２＋フリー培地として用いた。
細胞内Ｃａ２＋濃度の測定は、Ｆｌｕｏ−４ ＡＭ（Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｐｒｏｂｅ）により行った。Ｆｌｕｏ−４ ＡＭ ５０μｇにＤＭＳＯ（同仁化学 蛍光分析用純溶媒）を５５μｌ加え、内１０μｌを１ｍｌの測定用培地（正常培地及びＣａ２＋フリー培地）に加えて８μＭとし、心筋細胞に３０分間接触させた。Ｆｌｕｏ４の励起はＡｒレーザ（波長４８８ｎｍ）で行い、５１０〜５６０ｎｍの蛍光画像をＣＣＤカメラ（日本ローパー、Ｒｅｔｉｇａ２０００Ｒ）により取得した。露光時間１０秒で１０枚撮影後に半導体レーザ（ピーク波長６７０．８ｎｍ、パワー１５０ｍＷ／ｃｍ２、連続光、総エネルギー密度５又は１０Ｊ／ｃｍ２）を照射してＰＤＴを施行し、ＰＤＴ中、ＰＤＴ後も含めて計４０枚（約４０８秒間）連続撮影を行った。画像解析は画像解析ソフトＩｍａｇｅ Ｊを用いて行い、各スライドにおける細胞内積算蛍光変化量を算出した。初期積算蛍光Ｆ０を１とし、Ｆ／Ｆ０より蛍光変化量を計算した。また、観測中はホットプレート（Ｔｏｋａｉ Ｈｉｔ）により温度を３７℃に保温した。
プロトコール１（タラポルフィンナトリウム細胞外分布、細胞外正常Ｃａ２＋濃度）
各ウェルにｆｌｕｏ−４ＡＭ（Ｎｏｒｍａｌ ｍｅｄｉｕｍ ｓｏｌｕｔｉｏｎ）を室温で３０分間接触後、あらかじめ各濃度に調整したタラポルフィンナトリウム（正常培地）を０．５ウェル／ｍｌずつ投与し、投与直後に観測を行う。
プロトコール２（タラポルフィンナトリウム細胞内分布、細胞外正常Ｃａ２＋濃度）
各ウェルにｆｌｕｏ−４ＡＭ（正常培地）を室温で３０分間接触後、あらかじめ各濃度に調整したタラポルフィンナトリウム（正常培地）を０．５ウェル／ｍｌずつ投与し、３０分接触後に正常培地に交換してから観測を行う。
プロトコール３（タラポルフィンナトリウム細胞外分布、細胞外Ｃａ２＋フリー）
各ウェルにｆｌｕｏ−４ＡＭ（Ｃａ２＋フリー培地）を室温で３０分間接触後、あらかじめで各濃度に調整したタラポルフィンナトリウム（Ｃａ２＋フリー培地）を０．５ウェル／ｍｌずつ投与し、投与直後に観測を行う。
プロトコール４（タラポルフィンナトリウム細胞内分布、細胞外Ｃａ２＋フリー）
各ウェルにｆｌｕｏ−４ＡＭ（Ｃａ２＋フリー培地）を室温で３０分間接触後、あらかじめで各濃度に調整したタラポルフィンナトリウム（Ｃａ２＋フリー培地）を０．５ウェル／ｍｌずつ投与し、３０分接触後にＣａ２＋フリー培地に交換してから観測を行う。
上記プロトコールに従い、細胞外Ｃａ２＋濃度が正常状態において、ＰＤＴ中の細胞内Ｃａ２＋濃度変化をｆｌｕｏ４によって測定した。図２１及び図２２にＰＤＴ中の細胞内Ｃａ２＋濃度変化を示す。図２１が細胞外正常Ｃａ２＋濃度の結果であり、図２２が細胞外Ｃａ２＋フリーの結果である。ＰＤＴ施行直後に細胞内Ｃａ２＋濃度の急激な上昇が観察された。
細胞外Ｃａ２＋フリーの状態において、ＰＤＴ（３０μｇ／ｍｌ、１０Ｊ／ｃｍ２）中の細胞内Ｃａ２＋濃度変化をｆｌｕｏ４によって測定した。細胞外Ｃａ２＋濃度が通常の場合に比べて、細胞内Ｃａ２＋濃度はあまり変化しなかった。細胞外Ｃａ２＋濃度が正常時では、ＰＤＴ薬剤が細胞外のみに存在している場合も（０分間接触）、細胞内のみに存在している場合（３０分間接触）でも、細胞内Ｃａ２＋濃度の上昇が観測された。ただし、細胞内のみに比べて細胞外のみに存在している時の方が急激なＣａ２＋濃度変化が確認された。ＰＤＴにより、細胞膜が障害を受け、細胞外（［Ｃａ２＋］ｏｕｔ＝２．２ｍＭ）から細胞内（［Ｃａ２＋］ｉｎ〜０．１〜１μＭ）へとＣａ２＋が流入していると考えられる。また、ＰＤＴ施行中・後の細胞形態における特徴的な変化として、１）細胞自体の膨張、２）″ｂｏｂｂｌｅ″の成長が観測された。これは蛍光変化と同様に細胞外からＣａ２＋が流入した結果と考えられる。細胞外Ｃａ２＋濃度フリーの場合は、ＰＤＴ薬剤が細胞内外分布の両方の場合で、細胞内Ｃａ２＋濃度の変化が認められなかった。
さらに、図２３Ａ及びＢにＰＤＴ前後の細胞形態を示す。図２３ＡがＰＤＴ前の細胞形態であり、図２３ＢがＰＤＴ後の細胞形態である。細胞形態もＰＤＴ前後でほぼ変化しなかった。以上のことから、細胞内Ｃａ２＋濃度の上昇は細胞外からのＣａ２＋流入が主な原因であると考えられる。以上より、ＰＤＴによる電気伝導ブロックの原因の一つとして、細胞膜のダメージによる膜細胞内Ｃａ２＋濃度が異常上昇し、細胞がネクローシスに至ったと考えられる。
播種１日目の細胞に対して、後述する４つのプロトコールで細胞内Ｃａ２＋濃度変化を測定した。ＳＤラット由来培養心筋細胞を用いた。細胞培養用培地として、Ｄ−ＭＥＭ／Ｆ１２＋１０％ＦＢＳを用いた。実験に供する前に浮遊状態の心筋細胞１．６×１０５細胞／ｍｌをガラスボトム２４ウェルプレートに０．５ｍｌ／ウェル（８．０×１０４細胞／ｗｅｌｌ）ずつ播種し、インキュベーター（３７℃、ＣＯ２ ５％）で１日間培養した。
また、２．２ｍＭのＣａ２＋を含むＭＥＭ＋１０％ＦＢＳを正常培地として用い、３６４μＭのＣａ２＋を含むＳＭＥＭ＋１０％ＦＢＳをＣａ２＋フリー培地として用いた。
細胞内Ｃａ２＋濃度の測定は、Ｆｌｕｏ−４ ＡＭ（Ｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｐｒｏｂｅ）により行った。Ｆｌｕｏ−４ ＡＭ ５０μｇにＤＭＳＯ（同仁化学 蛍光分析用純溶媒）を５５μｌ加え、内１０μｌを１ｍｌの測定用培地（正常培地及びＣａ２＋フリー培地）に加えて８μＭとし、心筋細胞に３０分間接触させた。Ｆｌｕｏ４の励起はＡｒレーザ（波長４８８ｎｍ）で行い、５１０〜５６０ｎｍの蛍光画像をＣＣＤカメラ（日本ローパー、Ｒｅｔｉｇａ２０００Ｒ）により取得した。露光時間１０秒で１０枚撮影後に半導体レーザ（ピーク波長６７０．８ｎｍ、パワー１５０ｍＷ／ｃｍ２、連続光、総エネルギー密度５又は１０Ｊ／ｃｍ２）を照射してＰＤＴを施行し、ＰＤＴ中、ＰＤＴ後も含めて計４０枚（約４０８秒間）連続撮影を行った。画像解析は画像解析ソフトＩｍａｇｅ Ｊを用いて行い、各スライドにおける細胞内積算蛍光変化量を算出した。初期積算蛍光Ｆ０を１とし、Ｆ／Ｆ０より蛍光変化量を計算した。また、観測中はホットプレート（Ｔｏｋａｉ Ｈｉｔ）により温度を３７℃に保温した。
プロトコール１（タラポルフィンナトリウム細胞外分布、細胞外正常Ｃａ２＋濃度）
各ウェルにｆｌｕｏ−４ＡＭ（Ｎｏｒｍａｌ ｍｅｄｉｕｍ ｓｏｌｕｔｉｏｎ）を室温で３０分間接触後、あらかじめ各濃度に調整したタラポルフィンナトリウム（正常培地）を０．５ウェル／ｍｌずつ投与し、投与直後に観測を行う。
プロトコール２（タラポルフィンナトリウム細胞内分布、細胞外正常Ｃａ２＋濃度）
各ウェルにｆｌｕｏ−４ＡＭ（正常培地）を室温で３０分間接触後、あらかじめ各濃度に調整したタラポルフィンナトリウム（正常培地）を０．５ウェル／ｍｌずつ投与し、３０分接触後に正常培地に交換してから観測を行う。
プロトコール３（タラポルフィンナトリウム細胞外分布、細胞外Ｃａ２＋フリー）
各ウェルにｆｌｕｏ−４ＡＭ（Ｃａ２＋フリー培地）を室温で３０分間接触後、あらかじめで各濃度に調整したタラポルフィンナトリウム（Ｃａ２＋フリー培地）を０．５ウェル／ｍｌずつ投与し、投与直後に観測を行う。
プロトコール４（タラポルフィンナトリウム細胞内分布、細胞外Ｃａ２＋フリー）
各ウェルにｆｌｕｏ−４ＡＭ（Ｃａ２＋フリー培地）を室温で３０分間接触後、あらかじめで各濃度に調整したタラポルフィンナトリウム（Ｃａ２＋フリー培地）を０．５ウェル／ｍｌずつ投与し、３０分接触後にＣａ２＋フリー培地に交換してから観測を行う。
上記プロトコールに従い、細胞外Ｃａ２＋濃度が正常状態において、ＰＤＴ中の細胞内Ｃａ２＋濃度変化をｆｌｕｏ４によって測定した。図２１及び図２２にＰＤＴ中の細胞内Ｃａ２＋濃度変化を示す。図２１が細胞外正常Ｃａ２＋濃度の結果であり、図２２が細胞外Ｃａ２＋フリーの結果である。ＰＤＴ施行直後に細胞内Ｃａ２＋濃度の急激な上昇が観察された。
細胞外Ｃａ２＋フリーの状態において、ＰＤＴ（３０μｇ／ｍｌ、１０Ｊ／ｃｍ２）中の細胞内Ｃａ２＋濃度変化をｆｌｕｏ４によって測定した。細胞外Ｃａ２＋濃度が通常の場合に比べて、細胞内Ｃａ２＋濃度はあまり変化しなかった。細胞外Ｃａ２＋濃度が正常時では、ＰＤＴ薬剤が細胞外のみに存在している場合も（０分間接触）、細胞内のみに存在している場合（３０分間接触）でも、細胞内Ｃａ２＋濃度の上昇が観測された。ただし、細胞内のみに比べて細胞外のみに存在している時の方が急激なＣａ２＋濃度変化が確認された。ＰＤＴにより、細胞膜が障害を受け、細胞外（［Ｃａ２＋］ｏｕｔ＝２．２ｍＭ）から細胞内（［Ｃａ２＋］ｉｎ〜０．１〜１μＭ）へとＣａ２＋が流入していると考えられる。また、ＰＤＴ施行中・後の細胞形態における特徴的な変化として、１）細胞自体の膨張、２）″ｂｏｂｂｌｅ″の成長が観測された。これは蛍光変化と同様に細胞外からＣａ２＋が流入した結果と考えられる。細胞外Ｃａ２＋濃度フリーの場合は、ＰＤＴ薬剤が細胞内外分布の両方の場合で、細胞内Ｃａ２＋濃度の変化が認められなかった。
さらに、図２３Ａ及びＢにＰＤＴ前後の細胞形態を示す。図２３ＡがＰＤＴ前の細胞形態であり、図２３ＢがＰＤＴ後の細胞形態である。細胞形態もＰＤＴ前後でほぼ変化しなかった。以上のことから、細胞内Ｃａ２＋濃度の上昇は細胞外からのＣａ２＋流入が主な原因であると考えられる。以上より、ＰＤＴによる電気伝導ブロックの原因の一つとして、細胞膜のダメージによる膜細胞内Ｃａ２＋濃度が異常上昇し、細胞がネクローシスに至ったと考えられる。
ｅｘ ｖｉｖｏ系でのラット心筋組織に対するＰＤＴ電気伝導ブロック実験
材料として、Ｗｉｓｔａｒラット（オス、８〜１０週齢）の摘出右心室自由壁の展開標本を用いた。各実験におけるサンプルに対する光照射ラインの長さ（Ｌ）、厚み（ｄ）は以下のとおりであった。
実験１：Ｌ＝０．９ｃｍ、ｄ＝１．５ｍｍ
実験２：Ｌ＝０．７６ｃｍ、ｄ＝１．５ｍｍ
実験３：Ｌ＝１．２ｃｍ、ｄ＝１．４ｍｍ
実験４：Ｌ＝０．８８ｃｍ、ｄ＝１．４ｍｍ
Ｔｙｒｏｄｅ液（Ｏ２：９５％，ＣＯ２：５％気体を通気し、恒温装置で３７℃に保持）を灌流液として用いた。
心臓摘出後、ただちに３７℃程度に温めた灌流液につけ右心室組織を剥離した。剥離した組織を０．２ｍｍφのタングステン線で組織バスシリコン床に固定した後、灌流液を流した。
ラットに気化ジエチルエーテルを吸入させた直後、ヘパリン及びネンブタール（各０．２ｍｌ、０．５ｍｌ）を腹腔下にて投与し、タラポルフィンナトリウム（レザフィリン（登録商標）；明治製菓）を生理食塩水に溶解させたものを０．５ｍｌ程度でラット下肢大静脈より静脈注射した。心臓を摘出した後は通常のＴｙｒｏｄｅ液中で右心室組織を剥離、及び組織バス内に固定した。その後、各薬剤濃度（後記の参考例１を参照、各投与量、インターバルにおける血漿中濃度の半分を血液中濃度と考えて設定）にてタラポルフィンナトリウムを溶解させたＴｙｒｏｄｅ液（これを薬剤液と呼ぶ）を、心臓摘出からバス固定までに掛かった時間と同等の時間（１０ｍｉｎ程度）で循環灌流にて接触させ、表面灌流したままレーザ照射した。各実験例における薬剤投与量（Ｄ）、心臓摘出までのインターバル、薬剤液濃度（ｃ）は以下のとおりであった。
実験１：Ｄ＝５ｍｇ／ｋｇ、インターバル３０分間、ｃ＝３０μｇ／ｍｌ
実験２：Ｄ＝５ｍｇ／ｋｇ、インターバル６０分間、ｃ＝２０μｇ／ｍｌ
実験３：Ｄ＝２ｍｇ／ｋｇ、インターバル３０分間、ｃ＝１２μｇ／ｍｌ
実験４：Ｄ＝２ｍｇ／ｋｇ、インターバル６０分間、ｃ＝８μｇ／ｍｌ
半導体レーザ（ＳＯＮＹ、ピーク波長６７０帯）の連続光を石英ファイバ（コア径８００μｍ）で伝送し、先端での出力５ｍＷにて、組織表面にほぼ接触する状態で使用した。組織表面上約１ｃｍ程度に渡って、組織を横断するようにファイバを水平方向に往復移動させながらレーザ照射を行った。各実験例におけるレーザ照射時間（Ｔ）、及びレーザ照射総量（Ｉｔ）は以下のとおりであった。
実験１：Ｔ＝６０ｓ、Ｉｔ＝４．２Ｊ／ｃｍ２
実験２：Ｔ＝８０ｓ、Ｉｔ＝６．６Ｊ／ｃｍ２
実験３：Ｔ＝２６７ｓ、Ｉｔ＝１４Ｊ／ｃｍ２
実験４：Ｔ＝５００ｓ、Ｉｔ＝３６Ｊ／ｃｍ２
刺激装置及びアイソレータ（日本光電）により３００ｍ秒ごとに０．８ｍＡの電気刺激を双極電極（ユニークメディカル、０．２ｍｍφの塩化銀線をより合わせたもの）から与え、電位導出用双極電極（ユニークメディカル、０．２５ｍｍφステンレス製）２本を組織表面に接触させ、組織細胞外電位を導出した（図２４）。図２４に細胞外電位導出の方法における心筋組織表面における電極等の位置関係を示す。信号を生体アンプ（フィジオテック、ＤＡＭ５０）に導いた後、生体信号記録・解析装置（ＡＤ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｓ）にて記録、及び解析した（図２５）。図２５にｅｘ ｖｉｖｏの実験系の概略図を示す。
図２６〜２９に、各実験における導出電位のＰＤＴ前後における細胞外電位の変化を示した。図２６〜２９において、１つのグラフ中の上の線（赤線）及び下の線（青線）はそれぞれ図２４のＸ及びＹにおける電位を示している。縦軸はボルトを示す。
図２６は、実験１の電位測定結果を示す。上段（図２６Ａ）が光照射直前、中段（図２６Ｂ）が光照射終了後、下段（図２６Ｃ）が３時間後にＹ付近に刺激電極を起き直した結果を示す。
図２６に示すように、ＰＤＴ後に電気伝導ブロックが生じているのが分かる。更に、その伝導ブロック状態が３時間継続したこと、及び、Ｙ付近の電気的な活性が失われたわけではなく、光照射ラインにおいてブロックが作成されたことが下段の結果より分かる。
図２７は、実験２の電位測定結果を示す。上段（図２７Ａ）が光照射直前、中段（図２７Ｂ）が光照射終了後、下段（図２７Ｃ）が２時間後にＹ付近に刺激電極を起き直した結果を示す。
図２７に示すように、ＰＤＴ後に電気伝導ブロックが生じているのが分かる。更に、その伝導ブロック状態が２時間継続したこと、及び、Ｙ付近の電気的な活性が失われたわけではなく、光照射ラインにおいてブロックが作成されたことが下段の結果より分かる。
図２８は、実験３の電位測定結果を示す。上段（図２８Ａ）が光照射直前、中段（図２８Ｂ）が光照射終了後、下段（図２８Ｃ）が３時間後にＹ付近に刺激電極を起き直した結果を示す。
図２８に示すように、ＰＤＴ後に電気伝導ブロックが生じているのが分かる。更に、その伝導ブロック状態が３時間継続したこと、及び、Ｙ付近の電気的な活性が失われたわけではなく、光照射ラインにおいてブロックが作成されたことが下段の結果より分かる。
図２９は、実験４の電位測定結果を示す。上段（図２９Ａ）が光照射直前、中段（図２９Ｂ）が光照射終了後、下段（図２９Ｃ）が３時間後にＹにて自動能が生じた結果を示す。
図２９に示すように、ＰＤＴ後に電気伝導ブロックが生じているのが分かる。更に、その伝導ブロック状態が３時間継続したこと、及び、Ｙ付近の電気的な活性が失われたわけではないことが下段の結果より分かる。
材料として、Ｗｉｓｔａｒラット（オス、８〜１０週齢）の摘出右心室自由壁の展開標本を用いた。各実験におけるサンプルに対する光照射ラインの長さ（Ｌ）、厚み（ｄ）は以下のとおりであった。
実験１：Ｌ＝０．９ｃｍ、ｄ＝１．５ｍｍ
実験２：Ｌ＝０．７６ｃｍ、ｄ＝１．５ｍｍ
実験３：Ｌ＝１．２ｃｍ、ｄ＝１．４ｍｍ
実験４：Ｌ＝０．８８ｃｍ、ｄ＝１．４ｍｍ
Ｔｙｒｏｄｅ液（Ｏ２：９５％，ＣＯ２：５％気体を通気し、恒温装置で３７℃に保持）を灌流液として用いた。
心臓摘出後、ただちに３７℃程度に温めた灌流液につけ右心室組織を剥離した。剥離した組織を０．２ｍｍφのタングステン線で組織バスシリコン床に固定した後、灌流液を流した。
ラットに気化ジエチルエーテルを吸入させた直後、ヘパリン及びネンブタール（各０．２ｍｌ、０．５ｍｌ）を腹腔下にて投与し、タラポルフィンナトリウム（レザフィリン（登録商標）；明治製菓）を生理食塩水に溶解させたものを０．５ｍｌ程度でラット下肢大静脈より静脈注射した。心臓を摘出した後は通常のＴｙｒｏｄｅ液中で右心室組織を剥離、及び組織バス内に固定した。その後、各薬剤濃度（後記の参考例１を参照、各投与量、インターバルにおける血漿中濃度の半分を血液中濃度と考えて設定）にてタラポルフィンナトリウムを溶解させたＴｙｒｏｄｅ液（これを薬剤液と呼ぶ）を、心臓摘出からバス固定までに掛かった時間と同等の時間（１０ｍｉｎ程度）で循環灌流にて接触させ、表面灌流したままレーザ照射した。各実験例における薬剤投与量（Ｄ）、心臓摘出までのインターバル、薬剤液濃度（ｃ）は以下のとおりであった。
実験１：Ｄ＝５ｍｇ／ｋｇ、インターバル３０分間、ｃ＝３０μｇ／ｍｌ
実験２：Ｄ＝５ｍｇ／ｋｇ、インターバル６０分間、ｃ＝２０μｇ／ｍｌ
実験３：Ｄ＝２ｍｇ／ｋｇ、インターバル３０分間、ｃ＝１２μｇ／ｍｌ
実験４：Ｄ＝２ｍｇ／ｋｇ、インターバル６０分間、ｃ＝８μｇ／ｍｌ
半導体レーザ（ＳＯＮＹ、ピーク波長６７０帯）の連続光を石英ファイバ（コア径８００μｍ）で伝送し、先端での出力５ｍＷにて、組織表面にほぼ接触する状態で使用した。組織表面上約１ｃｍ程度に渡って、組織を横断するようにファイバを水平方向に往復移動させながらレーザ照射を行った。各実験例におけるレーザ照射時間（Ｔ）、及びレーザ照射総量（Ｉｔ）は以下のとおりであった。
実験１：Ｔ＝６０ｓ、Ｉｔ＝４．２Ｊ／ｃｍ２
実験２：Ｔ＝８０ｓ、Ｉｔ＝６．６Ｊ／ｃｍ２
実験３：Ｔ＝２６７ｓ、Ｉｔ＝１４Ｊ／ｃｍ２
実験４：Ｔ＝５００ｓ、Ｉｔ＝３６Ｊ／ｃｍ２
刺激装置及びアイソレータ（日本光電）により３００ｍ秒ごとに０．８ｍＡの電気刺激を双極電極（ユニークメディカル、０．２ｍｍφの塩化銀線をより合わせたもの）から与え、電位導出用双極電極（ユニークメディカル、０．２５ｍｍφステンレス製）２本を組織表面に接触させ、組織細胞外電位を導出した（図２４）。図２４に細胞外電位導出の方法における心筋組織表面における電極等の位置関係を示す。信号を生体アンプ（フィジオテック、ＤＡＭ５０）に導いた後、生体信号記録・解析装置（ＡＤ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｓ）にて記録、及び解析した（図２５）。図２５にｅｘ ｖｉｖｏの実験系の概略図を示す。
図２６〜２９に、各実験における導出電位のＰＤＴ前後における細胞外電位の変化を示した。図２６〜２９において、１つのグラフ中の上の線（赤線）及び下の線（青線）はそれぞれ図２４のＸ及びＹにおける電位を示している。縦軸はボルトを示す。
図２６は、実験１の電位測定結果を示す。上段（図２６Ａ）が光照射直前、中段（図２６Ｂ）が光照射終了後、下段（図２６Ｃ）が３時間後にＹ付近に刺激電極を起き直した結果を示す。
図２６に示すように、ＰＤＴ後に電気伝導ブロックが生じているのが分かる。更に、その伝導ブロック状態が３時間継続したこと、及び、Ｙ付近の電気的な活性が失われたわけではなく、光照射ラインにおいてブロックが作成されたことが下段の結果より分かる。
図２７は、実験２の電位測定結果を示す。上段（図２７Ａ）が光照射直前、中段（図２７Ｂ）が光照射終了後、下段（図２７Ｃ）が２時間後にＹ付近に刺激電極を起き直した結果を示す。
図２７に示すように、ＰＤＴ後に電気伝導ブロックが生じているのが分かる。更に、その伝導ブロック状態が２時間継続したこと、及び、Ｙ付近の電気的な活性が失われたわけではなく、光照射ラインにおいてブロックが作成されたことが下段の結果より分かる。
図２８は、実験３の電位測定結果を示す。上段（図２８Ａ）が光照射直前、中段（図２８Ｂ）が光照射終了後、下段（図２８Ｃ）が３時間後にＹ付近に刺激電極を起き直した結果を示す。
図２８に示すように、ＰＤＴ後に電気伝導ブロックが生じているのが分かる。更に、その伝導ブロック状態が３時間継続したこと、及び、Ｙ付近の電気的な活性が失われたわけではなく、光照射ラインにおいてブロックが作成されたことが下段の結果より分かる。
図２９は、実験４の電位測定結果を示す。上段（図２９Ａ）が光照射直前、中段（図２９Ｂ）が光照射終了後、下段（図２９Ｃ）が３時間後にＹにて自動能が生じた結果を示す。
図２９に示すように、ＰＤＴ後に電気伝導ブロックが生じているのが分かる。更に、その伝導ブロック状態が３時間継続したこと、及び、Ｙ付近の電気的な活性が失われたわけではないことが下段の結果より分かる。
ｉｎ ｖｉｖｏ系でのラット房室結節に対するＰＤＴによる房室ブロック実験
Ｗｉｓｔａｒラット（オス、８週齢）にジエチルエーテル吸入麻酔を行い、四肢、及び前歯を固定した後、気管支挿管して人工呼吸器（夏目製作所）及びフォーレン気化麻酔器（シナノ製作所）を体内導入したものを使用した。右胸の肋骨間から開胸し、心臓を露出させた状態にて実験を行った。
生理食塩水５ｍｌ中にレザフィリンを溶解させたものを右心室内腔から静脈血に対して投与した。各実験における薬剤投与量（Ｄ）、光照射までのインターバルは以下である。
実験１：Ｄ＝２ｍｇ／ｋｇ、インターバル５分間及び６０分間にてレーザ照射
実験２：Ｄ＝１０ｍｇ／ｋｇ、インターバル２分間及び３０分間にてレーザ照射
半導体レーザ（ＳＯＮＹ、波長ピーク６７０ｎｍ帯）を石英ファイバ伝送し、先端でのレーザ強度５００ｍＷ／ｃｍ２として使用した。先端を大動脈の根元付近に密着させ、右心房内壁中の房室結節（表面より３ｍｍ〜程度の深部に存在）に向けて１０分間、レーザ照射総量で３００Ｊ／ｃｍ２の光照射を行った（図３０）。図３０に心臓の各部位とレーザ照射端の位置関係を示す。
針電極をラット四肢に刺し、心電図のＩ誘導、ＩＩ誘導、ＩＩＩ誘導を心電計（日本光電）で誘導し、生体信号記録・解析装置で信号を記録、解析した（図３１）。図３１にｉｎ ｖｉｖｏ実験系の概略を示す。
実験終了後、ラットの胸部を閉胸し、縫合した。その後、通常の餌と水を与えて生存させ、約２週間後に再び麻酔して心電図誘導を行った。
実験１の心臓サンプルを２週間後の心電図誘導の後に摘出し（摘出方法は実施例６の場合と同様であった）、４％パラフォルムアルデヒドを冠状動脈より導入し、灌流固定したものを同液４０ｍｌ程度に漬け、一晩ミックスローラー上で放置した。その後、レーザ照射部位のＨＥ標本、及びＡｚａｎ染色標本を作成し、顕微鏡にて観察した。
実験１及び２における光照射前後でのラット心電図、及び実験２における２週間後での心電図の状態を以下に示す。また、実験１については２週間後での心臓の光照射部位のＨＥ、Ａｚａｎ染色標本観察像を示す。
図３２は、実験１における、インターバル５分間でのＰＤＴ前後におけるラット心電図の変化を示し、図３３は、実験１における、インターバル６０分間でのＰＤＴ前後ラット心電図の変化を示す。
図３２及び図３３に示すように、インターバル５分間では光照射途中で房室ブロックが消えてしまっているのが分かる。インターバル６０分間では光照射後も、２：１房室ブロック（心房２拍に対して心室１拍となる房室間の電気伝導が一部遮断され、遅れている状態）を示している。しかし、２週間後に再び心電図を計測したところ、２：１房室ブロックは消失し、正常な房室伝導が確認された。
図３４は、実験２における、インターバル３０分間でのＰＤＴ前後におけるラット心電図の変化を示し、図３５は、実験２における、２週間後におけるラット心電図を示す。
インターバル２分間の段階では、２：１房室ブロックとなるものの、その後回復し、インターバル３０分間の段階では光照射直後から、２：１房室ブロック、完全房室ブロックへと移行し、光照射終了後には心室の期外収縮が見られた。２週間後の心電図では、心房と心室の収縮が完全に独立して起きる完全房室ブロックの所見を示しており、実験例２では２週間の長期に渡ってＰＤＴによる伝導ブロックの効果が持続していることが分かる。
図３６は、実験１での心臓組織中レーザ照射部位のＡｚａｎ染色標本観察像を示し（スケールバーは０．２ｍｍ）、図３７は、図３６中の心筋組織と瘢痕組織との境界領域付近のＨＥ染色標本観察像を示す（スケールバーは５０μｍ）。
図３６及び図３７に示すように、Ａｚａｎ染色は膠原線維と筋線維を染め分け、前者は濃青色、後者は赤色に染まる。図３６では、瘢痕組織（傷害された細胞組織が周囲の膠原線維によって置き換えられたもの）が観察される。図３７では、濃ピンク色に染まっているのが心筋部分であり、ＨＥ染色でも正常な心筋組織とは異なる状態を示しているのが分かる。一度、瘢痕組織に置き換わると、心筋が再生するということはない。従って、本実施例の結果から、長期に渡ってＰＤＴによる伝導ブロック効果が持続することが予測される。実験１において２週間後に正常な房室伝導を示していたのは、ＰＤＴによる傷害が及ばなかった部分が存在しているためと考えられる。
Ｗｉｓｔａｒラット（オス、８週齢）にジエチルエーテル吸入麻酔を行い、四肢、及び前歯を固定した後、気管支挿管して人工呼吸器（夏目製作所）及びフォーレン気化麻酔器（シナノ製作所）を体内導入したものを使用した。右胸の肋骨間から開胸し、心臓を露出させた状態にて実験を行った。
生理食塩水５ｍｌ中にレザフィリンを溶解させたものを右心室内腔から静脈血に対して投与した。各実験における薬剤投与量（Ｄ）、光照射までのインターバルは以下である。
実験１：Ｄ＝２ｍｇ／ｋｇ、インターバル５分間及び６０分間にてレーザ照射
実験２：Ｄ＝１０ｍｇ／ｋｇ、インターバル２分間及び３０分間にてレーザ照射
半導体レーザ（ＳＯＮＹ、波長ピーク６７０ｎｍ帯）を石英ファイバ伝送し、先端でのレーザ強度５００ｍＷ／ｃｍ２として使用した。先端を大動脈の根元付近に密着させ、右心房内壁中の房室結節（表面より３ｍｍ〜程度の深部に存在）に向けて１０分間、レーザ照射総量で３００Ｊ／ｃｍ２の光照射を行った（図３０）。図３０に心臓の各部位とレーザ照射端の位置関係を示す。
針電極をラット四肢に刺し、心電図のＩ誘導、ＩＩ誘導、ＩＩＩ誘導を心電計（日本光電）で誘導し、生体信号記録・解析装置で信号を記録、解析した（図３１）。図３１にｉｎ ｖｉｖｏ実験系の概略を示す。
実験終了後、ラットの胸部を閉胸し、縫合した。その後、通常の餌と水を与えて生存させ、約２週間後に再び麻酔して心電図誘導を行った。
実験１の心臓サンプルを２週間後の心電図誘導の後に摘出し（摘出方法は実施例６の場合と同様であった）、４％パラフォルムアルデヒドを冠状動脈より導入し、灌流固定したものを同液４０ｍｌ程度に漬け、一晩ミックスローラー上で放置した。その後、レーザ照射部位のＨＥ標本、及びＡｚａｎ染色標本を作成し、顕微鏡にて観察した。
実験１及び２における光照射前後でのラット心電図、及び実験２における２週間後での心電図の状態を以下に示す。また、実験１については２週間後での心臓の光照射部位のＨＥ、Ａｚａｎ染色標本観察像を示す。
図３２は、実験１における、インターバル５分間でのＰＤＴ前後におけるラット心電図の変化を示し、図３３は、実験１における、インターバル６０分間でのＰＤＴ前後ラット心電図の変化を示す。
図３２及び図３３に示すように、インターバル５分間では光照射途中で房室ブロックが消えてしまっているのが分かる。インターバル６０分間では光照射後も、２：１房室ブロック（心房２拍に対して心室１拍となる房室間の電気伝導が一部遮断され、遅れている状態）を示している。しかし、２週間後に再び心電図を計測したところ、２：１房室ブロックは消失し、正常な房室伝導が確認された。
図３４は、実験２における、インターバル３０分間でのＰＤＴ前後におけるラット心電図の変化を示し、図３５は、実験２における、２週間後におけるラット心電図を示す。
インターバル２分間の段階では、２：１房室ブロックとなるものの、その後回復し、インターバル３０分間の段階では光照射直後から、２：１房室ブロック、完全房室ブロックへと移行し、光照射終了後には心室の期外収縮が見られた。２週間後の心電図では、心房と心室の収縮が完全に独立して起きる完全房室ブロックの所見を示しており、実験例２では２週間の長期に渡ってＰＤＴによる伝導ブロックの効果が持続していることが分かる。
図３６は、実験１での心臓組織中レーザ照射部位のＡｚａｎ染色標本観察像を示し（スケールバーは０．２ｍｍ）、図３７は、図３６中の心筋組織と瘢痕組織との境界領域付近のＨＥ染色標本観察像を示す（スケールバーは５０μｍ）。
図３６及び図３７に示すように、Ａｚａｎ染色は膠原線維と筋線維を染め分け、前者は濃青色、後者は赤色に染まる。図３６では、瘢痕組織（傷害された細胞組織が周囲の膠原線維によって置き換えられたもの）が観察される。図３７では、濃ピンク色に染まっているのが心筋部分であり、ＨＥ染色でも正常な心筋組織とは異なる状態を示しているのが分かる。一度、瘢痕組織に置き換わると、心筋が再生するということはない。従って、本実施例の結果から、長期に渡ってＰＤＴによる伝導ブロック効果が持続することが予測される。実験１において２週間後に正常な房室伝導を示していたのは、ＰＤＴによる傷害が及ばなかった部分が存在しているためと考えられる。
ラット心筋組織中薬剤分布の経時変化の蛍光観察
使用した組織はＷｉｓｔａｒラット（オス、８〜１０週齢）の摘出右心室自由壁である。気化ジエチルエーテルを吸入させた直後、ヘパリン及びネンブタール（各０．２ｍｌ、０．５ｍｌ）を腹腔下にて投与し、投与量２ｍｇ／ｋｇとしてレザフィリン（明治製菓）を生理食塩水に溶解させたものを０．５ｍｌ程度でラット下肢大静脈より静脈注射した後、５分後（実験１）、３０分後（実験２）、６０分後（実験３）の各時間で心臓摘出し、対象組織を剥離した。剥離後、直ちにＯＣＴコンパウンドで満たしたクライオディッシュに組織を沈め、−３０℃にて一晩以上保存した。蛍光観察用のサンプルは、凍結ミクロトームにより上記組織断面を心基部と心尖部を結ぶ方向で１０μｍの厚みで切り出し、スライドガラスに乗せ、１日又は２日間乾燥させたものである。
ＮＤフィルター（オリンパス、１２％）により水銀ランプ（オリンパス）の光を減衰させ、バンドパスフィルター（オリンパス）によって４００ｎｍ帯の光のみを取り出し励起光としてサンプルに当てた。薬剤蛍光をダイクロイックミラー（ＯＭＥＧＡ、６３６ｎｍ−）、及びバンドパスフィルター（ＯＭＥＧＡ、６９５ｎｍ半値幅２７．５ｎｍ）により選択的に取り出し、ＣＣＤカメラで撮影した。撮影時の露光時間は５秒で、励起光の撮影箇所への照射は撮影開始と同時に行った。
蛍光観察画像、同部位の透過光による顕微鏡画像を図３８〜４２に示す。図３８〜４０は４倍対物レンズで撮影したもの、図４１は図３８〜４０の蛍光画像を更に画像処理した結果である。図４２は２０倍対物レンズで撮影したものである。
図３８は、実験１の結果（インターバル５分間）を示し、左は蛍光画像を示し、右は透過光による画像を示す。画像中、上側の層構造が心内膜、下側が心外膜であり、スケールバーは０．５ｍｍである。図３９は、実験２の結果（インターバル３０分間）を示し、左は蛍光画像を示し、右は透過光による画像を示す。左側の層構造が心内膜、右側が心外膜であり、スケールバーは０．５ｍｍである。図４０は、実験３の結果（インターバル６０分間）を示し、左は蛍光画像を示し、右は透過光による画像を示す。画像中、上の層構造が心内膜、左下が心外膜であり、スケールバーは０．５ｍｍである。図４１は、図３８〜４０の各蛍光画像を２値で処理した結果を示す。上段は５分間、中段は３０分間、下段は６０分間の結果を示し、スケールバーは０．５ｍｍである。図４２は、強拡大にて撮影した蛍光画像を示す。上段は、５分間、中段は３０分間、下段は６０分間の結果を示し、スケールバーは０．１ｍｍである。
図３８〜４２中、白が明るい程薬剤が多く存在していることを示しており、膜以外で明るい筋が現れている部分は細胞間質である。黒い部分には薬剤は存在していないと考えてよい（薬剤無しでの組織蛍光画像より、自家蛍光分の輝度は差し引いた。図３８〜４０及び４２は各画像における最大輝度の値の２倍を画像上の上限として表示している）。また、黒と白の中間色の部分は細胞内と考えられる。
図４１は心内膜、心外膜部分を除いた心筋組織全体の輝度平均を取り、その値を閾値として、画像を黒と白の２値で表したものである。つまり、白く見える部分が平均以上に薬剤が存在している部分、黒が、平均以下の部分である。
図３８〜４０より、静脈注射直後（５分間程度）では、薬剤がほとんど存在していない部分があるのがわかる。それは図４１において、３０分間、６０分間の場合では全体的に白い筋が見え、その周辺には薬剤が存在しているのに対して、５分間では膜を除いて最も薬剤存在量が多い間質部分すら白く見えないことからも分かる。また、強拡大での観察像を示した図４２においても５分間では薬剤の存在が少ない部分によるムラがある。
以上のことから、静脈注射直後と、３０分間及び６０分間とでは薬剤分布の場所に差異があり、そのため、実施例７において静脈注射後早期（２ｍｇ／ｋｇでは５分間、１０ｍｇ／ｋｇでは２分間）におけるＰＤＴ伝導ブロック効果が完全ではない、と考えられる。
使用した組織はＷｉｓｔａｒラット（オス、８〜１０週齢）の摘出右心室自由壁である。気化ジエチルエーテルを吸入させた直後、ヘパリン及びネンブタール（各０．２ｍｌ、０．５ｍｌ）を腹腔下にて投与し、投与量２ｍｇ／ｋｇとしてレザフィリン（明治製菓）を生理食塩水に溶解させたものを０．５ｍｌ程度でラット下肢大静脈より静脈注射した後、５分後（実験１）、３０分後（実験２）、６０分後（実験３）の各時間で心臓摘出し、対象組織を剥離した。剥離後、直ちにＯＣＴコンパウンドで満たしたクライオディッシュに組織を沈め、−３０℃にて一晩以上保存した。蛍光観察用のサンプルは、凍結ミクロトームにより上記組織断面を心基部と心尖部を結ぶ方向で１０μｍの厚みで切り出し、スライドガラスに乗せ、１日又は２日間乾燥させたものである。
ＮＤフィルター（オリンパス、１２％）により水銀ランプ（オリンパス）の光を減衰させ、バンドパスフィルター（オリンパス）によって４００ｎｍ帯の光のみを取り出し励起光としてサンプルに当てた。薬剤蛍光をダイクロイックミラー（ＯＭＥＧＡ、６３６ｎｍ−）、及びバンドパスフィルター（ＯＭＥＧＡ、６９５ｎｍ半値幅２７．５ｎｍ）により選択的に取り出し、ＣＣＤカメラで撮影した。撮影時の露光時間は５秒で、励起光の撮影箇所への照射は撮影開始と同時に行った。
蛍光観察画像、同部位の透過光による顕微鏡画像を図３８〜４２に示す。図３８〜４０は４倍対物レンズで撮影したもの、図４１は図３８〜４０の蛍光画像を更に画像処理した結果である。図４２は２０倍対物レンズで撮影したものである。
図３８は、実験１の結果（インターバル５分間）を示し、左は蛍光画像を示し、右は透過光による画像を示す。画像中、上側の層構造が心内膜、下側が心外膜であり、スケールバーは０．５ｍｍである。図３９は、実験２の結果（インターバル３０分間）を示し、左は蛍光画像を示し、右は透過光による画像を示す。左側の層構造が心内膜、右側が心外膜であり、スケールバーは０．５ｍｍである。図４０は、実験３の結果（インターバル６０分間）を示し、左は蛍光画像を示し、右は透過光による画像を示す。画像中、上の層構造が心内膜、左下が心外膜であり、スケールバーは０．５ｍｍである。図４１は、図３８〜４０の各蛍光画像を２値で処理した結果を示す。上段は５分間、中段は３０分間、下段は６０分間の結果を示し、スケールバーは０．５ｍｍである。図４２は、強拡大にて撮影した蛍光画像を示す。上段は、５分間、中段は３０分間、下段は６０分間の結果を示し、スケールバーは０．１ｍｍである。
図３８〜４２中、白が明るい程薬剤が多く存在していることを示しており、膜以外で明るい筋が現れている部分は細胞間質である。黒い部分には薬剤は存在していないと考えてよい（薬剤無しでの組織蛍光画像より、自家蛍光分の輝度は差し引いた。図３８〜４０及び４２は各画像における最大輝度の値の２倍を画像上の上限として表示している）。また、黒と白の中間色の部分は細胞内と考えられる。
図４１は心内膜、心外膜部分を除いた心筋組織全体の輝度平均を取り、その値を閾値として、画像を黒と白の２値で表したものである。つまり、白く見える部分が平均以上に薬剤が存在している部分、黒が、平均以下の部分である。
図３８〜４０より、静脈注射直後（５分間程度）では、薬剤がほとんど存在していない部分があるのがわかる。それは図４１において、３０分間、６０分間の場合では全体的に白い筋が見え、その周辺には薬剤が存在しているのに対して、５分間では膜を除いて最も薬剤存在量が多い間質部分すら白く見えないことからも分かる。また、強拡大での観察像を示した図４２においても５分間では薬剤の存在が少ない部分によるムラがある。
以上のことから、静脈注射直後と、３０分間及び６０分間とでは薬剤分布の場所に差異があり、そのため、実施例７において静脈注射後早期（２ｍｇ／ｋｇでは５分間、１０ｍｇ／ｋｇでは２分間）におけるＰＤＴ伝導ブロック効果が完全ではない、と考えられる。
ラット心筋組織の光学特性測定
ラット摘出心臓より剥離した右心室自由壁組織（心内膜、心外膜付き）と左心室組織（心内膜、心外膜分離）を使用した。
分光光度計（島津製作所）に積分球ユニットを取り付けたもので、拡散透過率、拡散反射率を計測した。サンプルホルダーには１ｃｍ×４ｍｍの窓付きの暗幕張りの厚紙を二枚挟み、その間にサンプルを挟んだ。測定した拡散透過率Ｔ、反射率Ｒにクベルカムンカの計算式を適用し、吸収係数μａ、等価散乱係数μｓ’、減衰係数μｅｆｆ、及び光侵達長δを算出した。
６７０ｎｍにおける各光学定数の値は以下の表２のようになった。
表に示すように、左心室、右心室組織の光学特性値は上記のように同程度であり、これら６サンプルの平均を取ると、δは１．３±０．１ｍｍとなる。
表面でのレーザ照射量をＩ０として、ある深度ｄ（ｍｍ）における照射量Ｉは
Ｉ＝Ｉ０ｅｘｐ（−ｄ／δ）
と表される。δ＝１．３ｍｍとした場合、例えば、組織表面から深部１ｍｍ、３ｍｍ、５ｍｍにおいて光量はそれぞれ０．３７倍、０．０５倍、０．００７倍となる。心外膜、心内膜の厚さは合わせて０．１ｍｍ程度であるで、これも心筋組織に含めるとして、実施例４の実験１〜４における最深部におけるレーザ照射量は以下のようになる。
実験１：１．３Ｊ／ｃｍ２ ＠１．５ｍｍ、表面でのレーザ照射量４．２Ｊ／ｃｍ２
実験２：２．１Ｊ／ｃｍ２ ＠１．５ｍｍ、表面でのレーザ照射量６．６Ｊ／ｃｍ２
実験３：４．８Ｊ／ｃｍ２ ＠１．４ｍｍ、表面でのレーザ照射量１４Ｊ／ｃｍ２
実験４：１２Ｊ／ｃｍ２ ＠１．４ｍｍ、表面でのレーザ照射量３６Ｊ／ｃｍ２
ラット摘出心臓より剥離した右心室自由壁組織（心内膜、心外膜付き）と左心室組織（心内膜、心外膜分離）を使用した。
分光光度計（島津製作所）に積分球ユニットを取り付けたもので、拡散透過率、拡散反射率を計測した。サンプルホルダーには１ｃｍ×４ｍｍの窓付きの暗幕張りの厚紙を二枚挟み、その間にサンプルを挟んだ。測定した拡散透過率Ｔ、反射率Ｒにクベルカムンカの計算式を適用し、吸収係数μａ、等価散乱係数μｓ’、減衰係数μｅｆｆ、及び光侵達長δを算出した。
６７０ｎｍにおける各光学定数の値は以下の表２のようになった。
表面でのレーザ照射量をＩ０として、ある深度ｄ（ｍｍ）における照射量Ｉは
Ｉ＝Ｉ０ｅｘｐ（−ｄ／δ）
と表される。δ＝１．３ｍｍとした場合、例えば、組織表面から深部１ｍｍ、３ｍｍ、５ｍｍにおいて光量はそれぞれ０．３７倍、０．０５倍、０．００７倍となる。心外膜、心内膜の厚さは合わせて０．１ｍｍ程度であるで、これも心筋組織に含めるとして、実施例４の実験１〜４における最深部におけるレーザ照射量は以下のようになる。
実験１：１．３Ｊ／ｃｍ２ ＠１．５ｍｍ、表面でのレーザ照射量４．２Ｊ／ｃｍ２
実験２：２．１Ｊ／ｃｍ２ ＠１．５ｍｍ、表面でのレーザ照射量６．６Ｊ／ｃｍ２
実験３：４．８Ｊ／ｃｍ２ ＠１．４ｍｍ、表面でのレーザ照射量１４Ｊ／ｃｍ２
実験４：１２Ｊ／ｃｍ２ ＠１．４ｍｍ、表面でのレーザ照射量３６Ｊ／ｃｍ２
レーザ照射による心筋組織の温度上昇測定
材料として、ｉｎ ｖｉｖｏ実験同様の方法でラット胸部を開胸し、心臓を露出させた状態での右心室組織を用いた。
半導体レーザ（ｉｎ ｖｉｖｏ、ｅｘ ｖｉｖｏ実験同様）を石英ファイバ（コア径８００μｍ）で伝送し、照射端での強度を５Ｗ／ｃｍ２、１０Ｗ／ｃｍ２、照射時間１００ｓとし、照射量５００Ｊ／ｃｍ２（条件１）、１０００Ｊ／ｃｍ２（条件２）で右心室表面にレーザ照射した。その間、サーモグラフィ（Ａｖｉｏ）によって、組織表面の温度を計測し、また、温度補正のためにレーザ照射前に熱電対及びデジタルペンレコーダ（横河電機）で表面温度を計測した。
図４３Ａ、図４３Ｂ、図４４Ａ及び図４４Ｂに各レーザ照射条件での熱画像と温度上昇のグラフを示す。図の熱画像の表示温度は青＜黄緑＜黄色＜赤である。条件１では温度上昇は最大で５℃程度、条件２では１０℃程度であった。また、熱伝対による温度計測結果は３０℃前後であった。
図４３Ａは、条件１における熱画像を示し、図４３Ｂは、条件１における温度上昇のグラフを示す。図４３Ａの熱画像中、点直線で囲った部分がファイバー、丸がグラフの測温点である。中央の黄緑から黄色を示す領域が心臓。スケールバーは２ｍｍである。図４３Ｂのグラフ中、実線矢印がレーザ照射開始、点線矢印がレーザ照射終了を示す。図４４Ａ及び図４４Ｂは、それぞれ条件２における熱画像及び温度上昇のグラフを示す。
治療において想定されるレーザ照射量程度では、熱傷害が起こるだけの温度上昇はないと考えられる。また、実際の治療においては、心房内に多量の血流が存在するため、冷却作用が働き、温度上昇はこれより小さいと考えられる。その場合、より高いレーザ照射量とした場合でも、熱的傷害は発生しないだろう。
参考例１ タラプルフィンナトリウムの薬剤動態
タラプルフィンナトリウムの薬理試験、治験時のデータを用いて、ラットに各投与量（１０、５、２、１ｍｇ／ｋｇ）で静脈注射した際、ヒトに１ｍｇ／ｋｇで静脈注射した際の血漿中濃度の経時変化をグラフにして図４５）に示した。ラットについては、静脈注射後２〜６０分間での１０ｍｇ／ｋｇでのケースの半減期平均４７分と、５分間での血漿中濃度平均を真値として、〜６０分間までの濃度変化を計算した。更に６０分での値と、静脈注射後２〜２４時間での半減期平均９．６時間と２４時間での血漿中濃度平均を真値として計算した１２０分での値を直線で結んだ。各投与量に対する変化は血漿中濃度が投与量に対して比例して変化するとして算出した。また、ヒトは初期の半減期平均１４．６時間と１０分間での真値を２７μｇ／ｍｌとして計算した。
図４５に、タラプルフィンナトリウム静脈注射後、各時刻における血漿中薬剤濃度を示した。
次に、ラット心臓における薬剤濃度変化をラット及びヒト血漿中濃度変化と共に、投与量５ｍｇ／ｋｇ、２ｍｇ／ｋｇについて示したグラフを図４６に記す。心臓中薬剤濃度の変化は０〜６０分については、５分、６０分の値を真値として半減期を算出して計算し（半減期６５分）した。１２０分については、６０分までのラット血漿中と心臓中との半減期の比を取り、それを２〜２４時間における血漿中濃度の半減期に乗じたもの（半減期１３．３時間）を用いて、２４時間での心臓中濃度値を真値として計算し、６０分と１２０分での値を直線で結んだ。
図４６は、ラット心臓中、血漿中、ヒト血漿中薬剤濃度の比較の結果を示す。
次に、ラット血漿中薬剤濃度と心臓中薬剤濃度の比を取ったものを示す。また、ヒトにおいて、心臓中薬剤濃度を、初期薬剤分布の血漿中／心臓中の比がラットと同じ、半減期の血漿中、心臓中での比がラットと同じとして計算し、それと血漿中濃度で比をとったものを載せた。このデータにおいては、ラットの計算値はある程度信頼性があるが、ヒトについては仮定を多分に含んでおり、信頼性があるとは言えない。
図４７は、ラットとヒトの血漿中、心臓中の薬剤濃度比を示す。
参考例２ ヒトでのＰＤＴ実施条件の検討
ヒトにおいては心臓中の薬剤濃度が不確定であるので、血漿中濃度を基準として考えることができる。しかし、分布容（血中から組織への薬剤の移行しやすさを表す）は定常状態でラット、ヒトで同程度であり、血漿中濃度が同程度であれば（投与量が大きく異ならない範囲において。ラット１０ｍｇ／ｋｇ投与時、インターバル１２０分間で、ヒト血漿中濃度と同等になるが、心臓中薬剤濃度との比はラット２ｍｇ／ｋｇ投与時、インターバル３０分間の時点と比べて、大きくなる）心臓中の薬剤濃度もラットに近いと考えられる。従って、ラットでの投与量２ｍｇ／ｋｇ程度において血漿中濃度を基準として、ヒトでの薬剤投与量を推定できる。
ヒトにおける血漿中薬剤濃度は１ｍｇ／ｋｇ投与の場合、〜６時間では２０μｇ／ｍｌ程度である。一方、実施例４での実験３及び４での条件では血漿中濃度はそれぞれ２４μｇ／ｍｌ、１６μｇ／ｍｌであった。実験３及び４において、ＰＤＴ電気伝導ブロックに成功したことから、ヒトにおける現行の投与量１ｍｇ／ｋｇは許容範囲と予測される。また、実施例４の実験４の結果を考えると、光照射までのインターバルを短くすれば、投与量を更に減らせる可能性もある。
（但し、実施例４で５ｍｇ／ｋｇ投与に比べて２ｍｇ／ｋｇ投与時の方が、より多量のレーザ照射量を要したことから、発熱による障害が許容できる範囲においてのみ、薬剤投与量の減少を図り得る。）
投与量１ｍｇ／ｋｇの場合、〜６時間程度までは血漿中濃度が２０μｇ／ｍｌであるので、インターバルの上限は〜６時間程度と予測される。他方、下限については、あまり早期を設定できないと予測される。実施例５及び実施例６の結果から、静脈注射直後においては、心臓組織内への薬剤分布が不均一で、所望の治療効果が得られないことが予測されるためである。ラットの場合の下限は数分〜程度と考えられるので、ヒトの場合それよりも長いインターバルを取る必要がある。手技的なことを考慮すると、静脈注射後０．５時間〜が光照射適合時間帯と予測される。
実施例４のうち、実験３及び４における最深部でレーザ照射量が、各条件での必要最小限の照射量として計算する。実施例７での検討によれば、血漿中濃度が２４μｇ／ｍｌ程度では、４．８Ｊ／ｃｍ２が必要照射量、血漿中濃度が１６μｇ／ｍｌ程度では１２Ｊ／ｃｍ２が必要照射量となる。心房細動治療において対象となる部位の組織厚みは３〜５ｍｍ程度とされているので、５ｍｍの深部にこれらの照射量を与えるための表面での必要レーザ照射量を考える。δ＝１．３ｍｍとして計算すると、前者では２２４Ｊ／ｃｍ２、後者では５６１Ｊ／ｃｍ２が表面での必要レーザ照射量となる。実際の生体内では血液光吸収の影響があるので、より多くのレーザ照射量を要すると予測される。実施例５の実験１の結果ではレーザ照射量が３００Ｊ／ｃｍ２では伝導ブロックが不完全だったが、この場合もレーザ照射量を上げれば完全ブロックが可能であると予測される。
しかしながら、レーザアブレーションによって心房細動治療を行う技術では、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ（波長１．０６４μｍ）を用いて、対象部位に対して照射時間６０〜９０秒で光照射を行い、約２５００Ｊ／ｃｍ２では十分な壊死層は作成不可、貫壁性アブレーションの成功例では約４８００Ｊ／ｃｍ２の照射量が必要との結果がある（但し、これは試算によるもので実際にはこれよりも少ない照射量でアブレーションが行われていると考えられる）。波長としては６７０ｎｍよりも透過性の高い波長が用いられており、ここでの試算結果の必要レーザ照射量〜６００Ｊ／ｃｍ２は熱的ダメージスレッショルドよりは十分小さいと予測される。安全性を考慮し、レーザ照射量を上げ、薬剤投与量を減らす場合は最大でも２０００Ｊ／ｃｍ２に程度に抑えるべきと思われる。薬剤投与量は現行臨床使用量程度に留めておくことが適当である。
対象部位中、一点の治療に要することのできる時間は現行のレーザアブレーション法と比較して、最大で１００秒程度である。上記の必要レーザ照射量を１００秒程度で実現するためには、５Ｗ／ｃｍ２、１３Ｗ／ｃｍ２の出力が必要である。
また、上記の実施例における使用レーザは波長が６７０ｎｍ帯で、これがタラポルフィンナトリウムの励起波長帯である６６５ｎｍにより近づけば、照射量を下げられると予想される（励起効率は〜２倍）。この場合、薬剤投与量を更に下げることもできる。
いずれにしても、本治療方法においては数百Ｊ／ｃｍ２以上のレーザ照射量が必要と考えられる。
材料として、ｉｎ ｖｉｖｏ実験同様の方法でラット胸部を開胸し、心臓を露出させた状態での右心室組織を用いた。
半導体レーザ（ｉｎ ｖｉｖｏ、ｅｘ ｖｉｖｏ実験同様）を石英ファイバ（コア径８００μｍ）で伝送し、照射端での強度を５Ｗ／ｃｍ２、１０Ｗ／ｃｍ２、照射時間１００ｓとし、照射量５００Ｊ／ｃｍ２（条件１）、１０００Ｊ／ｃｍ２（条件２）で右心室表面にレーザ照射した。その間、サーモグラフィ（Ａｖｉｏ）によって、組織表面の温度を計測し、また、温度補正のためにレーザ照射前に熱電対及びデジタルペンレコーダ（横河電機）で表面温度を計測した。
図４３Ａ、図４３Ｂ、図４４Ａ及び図４４Ｂに各レーザ照射条件での熱画像と温度上昇のグラフを示す。図の熱画像の表示温度は青＜黄緑＜黄色＜赤である。条件１では温度上昇は最大で５℃程度、条件２では１０℃程度であった。また、熱伝対による温度計測結果は３０℃前後であった。
図４３Ａは、条件１における熱画像を示し、図４３Ｂは、条件１における温度上昇のグラフを示す。図４３Ａの熱画像中、点直線で囲った部分がファイバー、丸がグラフの測温点である。中央の黄緑から黄色を示す領域が心臓。スケールバーは２ｍｍである。図４３Ｂのグラフ中、実線矢印がレーザ照射開始、点線矢印がレーザ照射終了を示す。図４４Ａ及び図４４Ｂは、それぞれ条件２における熱画像及び温度上昇のグラフを示す。
治療において想定されるレーザ照射量程度では、熱傷害が起こるだけの温度上昇はないと考えられる。また、実際の治療においては、心房内に多量の血流が存在するため、冷却作用が働き、温度上昇はこれより小さいと考えられる。その場合、より高いレーザ照射量とした場合でも、熱的傷害は発生しないだろう。
参考例１ タラプルフィンナトリウムの薬剤動態
タラプルフィンナトリウムの薬理試験、治験時のデータを用いて、ラットに各投与量（１０、５、２、１ｍｇ／ｋｇ）で静脈注射した際、ヒトに１ｍｇ／ｋｇで静脈注射した際の血漿中濃度の経時変化をグラフにして図４５）に示した。ラットについては、静脈注射後２〜６０分間での１０ｍｇ／ｋｇでのケースの半減期平均４７分と、５分間での血漿中濃度平均を真値として、〜６０分間までの濃度変化を計算した。更に６０分での値と、静脈注射後２〜２４時間での半減期平均９．６時間と２４時間での血漿中濃度平均を真値として計算した１２０分での値を直線で結んだ。各投与量に対する変化は血漿中濃度が投与量に対して比例して変化するとして算出した。また、ヒトは初期の半減期平均１４．６時間と１０分間での真値を２７μｇ／ｍｌとして計算した。
図４５に、タラプルフィンナトリウム静脈注射後、各時刻における血漿中薬剤濃度を示した。
次に、ラット心臓における薬剤濃度変化をラット及びヒト血漿中濃度変化と共に、投与量５ｍｇ／ｋｇ、２ｍｇ／ｋｇについて示したグラフを図４６に記す。心臓中薬剤濃度の変化は０〜６０分については、５分、６０分の値を真値として半減期を算出して計算し（半減期６５分）した。１２０分については、６０分までのラット血漿中と心臓中との半減期の比を取り、それを２〜２４時間における血漿中濃度の半減期に乗じたもの（半減期１３．３時間）を用いて、２４時間での心臓中濃度値を真値として計算し、６０分と１２０分での値を直線で結んだ。
図４６は、ラット心臓中、血漿中、ヒト血漿中薬剤濃度の比較の結果を示す。
次に、ラット血漿中薬剤濃度と心臓中薬剤濃度の比を取ったものを示す。また、ヒトにおいて、心臓中薬剤濃度を、初期薬剤分布の血漿中／心臓中の比がラットと同じ、半減期の血漿中、心臓中での比がラットと同じとして計算し、それと血漿中濃度で比をとったものを載せた。このデータにおいては、ラットの計算値はある程度信頼性があるが、ヒトについては仮定を多分に含んでおり、信頼性があるとは言えない。
図４７は、ラットとヒトの血漿中、心臓中の薬剤濃度比を示す。
参考例２ ヒトでのＰＤＴ実施条件の検討
ヒトにおいては心臓中の薬剤濃度が不確定であるので、血漿中濃度を基準として考えることができる。しかし、分布容（血中から組織への薬剤の移行しやすさを表す）は定常状態でラット、ヒトで同程度であり、血漿中濃度が同程度であれば（投与量が大きく異ならない範囲において。ラット１０ｍｇ／ｋｇ投与時、インターバル１２０分間で、ヒト血漿中濃度と同等になるが、心臓中薬剤濃度との比はラット２ｍｇ／ｋｇ投与時、インターバル３０分間の時点と比べて、大きくなる）心臓中の薬剤濃度もラットに近いと考えられる。従って、ラットでの投与量２ｍｇ／ｋｇ程度において血漿中濃度を基準として、ヒトでの薬剤投与量を推定できる。
ヒトにおける血漿中薬剤濃度は１ｍｇ／ｋｇ投与の場合、〜６時間では２０μｇ／ｍｌ程度である。一方、実施例４での実験３及び４での条件では血漿中濃度はそれぞれ２４μｇ／ｍｌ、１６μｇ／ｍｌであった。実験３及び４において、ＰＤＴ電気伝導ブロックに成功したことから、ヒトにおける現行の投与量１ｍｇ／ｋｇは許容範囲と予測される。また、実施例４の実験４の結果を考えると、光照射までのインターバルを短くすれば、投与量を更に減らせる可能性もある。
（但し、実施例４で５ｍｇ／ｋｇ投与に比べて２ｍｇ／ｋｇ投与時の方が、より多量のレーザ照射量を要したことから、発熱による障害が許容できる範囲においてのみ、薬剤投与量の減少を図り得る。）
投与量１ｍｇ／ｋｇの場合、〜６時間程度までは血漿中濃度が２０μｇ／ｍｌであるので、インターバルの上限は〜６時間程度と予測される。他方、下限については、あまり早期を設定できないと予測される。実施例５及び実施例６の結果から、静脈注射直後においては、心臓組織内への薬剤分布が不均一で、所望の治療効果が得られないことが予測されるためである。ラットの場合の下限は数分〜程度と考えられるので、ヒトの場合それよりも長いインターバルを取る必要がある。手技的なことを考慮すると、静脈注射後０．５時間〜が光照射適合時間帯と予測される。
実施例４のうち、実験３及び４における最深部でレーザ照射量が、各条件での必要最小限の照射量として計算する。実施例７での検討によれば、血漿中濃度が２４μｇ／ｍｌ程度では、４．８Ｊ／ｃｍ２が必要照射量、血漿中濃度が１６μｇ／ｍｌ程度では１２Ｊ／ｃｍ２が必要照射量となる。心房細動治療において対象となる部位の組織厚みは３〜５ｍｍ程度とされているので、５ｍｍの深部にこれらの照射量を与えるための表面での必要レーザ照射量を考える。δ＝１．３ｍｍとして計算すると、前者では２２４Ｊ／ｃｍ２、後者では５６１Ｊ／ｃｍ２が表面での必要レーザ照射量となる。実際の生体内では血液光吸収の影響があるので、より多くのレーザ照射量を要すると予測される。実施例５の実験１の結果ではレーザ照射量が３００Ｊ／ｃｍ２では伝導ブロックが不完全だったが、この場合もレーザ照射量を上げれば完全ブロックが可能であると予測される。
しかしながら、レーザアブレーションによって心房細動治療を行う技術では、Ｎｄ：ＹＡＧレーザ（波長１．０６４μｍ）を用いて、対象部位に対して照射時間６０〜９０秒で光照射を行い、約２５００Ｊ／ｃｍ２では十分な壊死層は作成不可、貫壁性アブレーションの成功例では約４８００Ｊ／ｃｍ２の照射量が必要との結果がある（但し、これは試算によるもので実際にはこれよりも少ない照射量でアブレーションが行われていると考えられる）。波長としては６７０ｎｍよりも透過性の高い波長が用いられており、ここでの試算結果の必要レーザ照射量〜６００Ｊ／ｃｍ２は熱的ダメージスレッショルドよりは十分小さいと予測される。安全性を考慮し、レーザ照射量を上げ、薬剤投与量を減らす場合は最大でも２０００Ｊ／ｃｍ２に程度に抑えるべきと思われる。薬剤投与量は現行臨床使用量程度に留めておくことが適当である。
対象部位中、一点の治療に要することのできる時間は現行のレーザアブレーション法と比較して、最大で１００秒程度である。上記の必要レーザ照射量を１００秒程度で実現するためには、５Ｗ／ｃｍ２、１３Ｗ／ｃｍ２の出力が必要である。
また、上記の実施例における使用レーザは波長が６７０ｎｍ帯で、これがタラポルフィンナトリウムの励起波長帯である６６５ｎｍにより近づけば、照射量を下げられると予想される（励起効率は〜２倍）。この場合、薬剤投与量を更に下げることもできる。
いずれにしても、本治療方法においては数百Ｊ／ｃｍ２以上のレーザ照射量が必要と考えられる。
本発明の光線力学的治療を利用した治療装置を用いた場合、熱ではなくて活性酸素により組織細胞を壊死させる光化学的反応により、心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に対してアブレーションを行い、心筋の異常伝導部を遮断するので、心筋組織及びその周辺組織に対するダメージが少なくなる。また、心房細動の治療のため肺静脈付近に使用した場合、熱による周辺組織の破壊を原因とする狭窄等の副作用も減じることができる。特に本発明の装置は、タラポルフィンナトリウム等の水溶性の光線力学的治療薬剤を適用した被験体を対象とする。水溶性の光線力学的治療薬剤は、心筋の治療部位の細胞外間質に短時間で集積するため薬剤投与後短時間で治療を開始することができる。さらに、本発明の装置を用いた場合、従来の不整脈治療用高周波カテーテルアブレーション法では熱により標的部位を焼灼していたので、熱の伝導により標的部位の周囲の正常組織まで焼灼してしまい、治療部位を標的部位のみに限局するのは不可能であった。しかしながら、本発明の装置では、伝導し得る熱を用いず、到達領域を制限可能な光線を用いた光化学反応によりアブレーションを行なうので、治療部位の限局が可能になる。例えば、心房細動の治療に使用した場合、周辺組織である食道などの穿孔等の副作用を減じることができる。また、発熱による疼痛の回避も可能である。さらに、熱により焼灼する場合に比べて、連続的なアブレーションが可能であるため、術時間の短縮化を図ることができる。
本明細書で引用した全ての刊行物、特許および特許出願をそのまま参考として本明細書にとり入れるものとする。
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Claims (7)
- 光線照射部を、あらかじめ光線力学的治療薬剤を投与した被験体の光線力学的治療薬剤が存在する心房細動の発作原因となる左心房と肺静脈との間の異常電気伝導部位に導くための先端が自由に屈曲する構造を有するカテーテルであって、先端部に心筋の異常電気伝導部位若しくは異常興奮発生部位をモニタし、又は異常電気伝導部位若しくは異常興奮発生部位における治療がなされたかどうかをモニタするための電極を有するカテーテル、該異常電気伝導部位に照射するための光線を発生する手段及び光線を前記異常電気伝導部位に伝送する手段を含む、光線力学的治療を利用し、標的部位の光線照射前から照射後の温度上昇変化を10℃以内に維持し、左心房と肺静脈との間を線状に連続的に隔離するための心房細動治療用カテーテルアブレーション装置であって、光線力学的治療薬剤として水溶性のクロリン系薬剤を用い、光線として半導体レーザ光又はLED光を用い、異常部位の表面に照射する光線の総エネルギー密度が10〜2000J/cm2であり、光線力学的治療薬剤を投与してから0.5〜３時間後の被験体に適用するための心房細動治療用カテーテルアブレーション装置。
- 光線力学的治療薬剤を投与してから0.5〜３時間後の被験体に適用することにより、治療部位の細胞の細胞膜を障害し細胞内のCa 2+ 濃度を上昇させ、細胞のネクローシスを引き起こす、請求項１記載のカテーテルアブレーション装置。
- 光線力学的治療薬剤が、タラポルフィンナトリウムであり、照射する光線が650〜690nmの半導体レーザ光又はLED光である、請求項１又は２に記載のカテーテルアブレーション装置。
- さらに、カテーテルと心組織との接触を検知する電極を含む、請求項１〜３のいずれか１項に記載の装置。
- 光線を前記異常電気伝導部位に伝送する手段が光ファイバー、拡散手段を有する光ファイバー又は透明チップである請求項１〜４のいずれか１項に記載の装置。
- 心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に存在する光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段を含む、請求項１〜５のいずれか１項に記載の装置。
- 光線照射手段及び心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位に存在する光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段を含む光線力学的治療を利用した装置において、光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度をモニタする手段から得られる光線力学的治療用薬剤の量及び／又は心筋の異常電気伝導部位又は異常興奮発生部位の酸素濃度に応じて照射する光線の照射条件を変化させる、請求項１〜６のいずれか１項に記載の装置。
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