冲击波会聚装置、冲击波发生装置以及冲击波消融系统

摘要

提供一种冲击波会聚装置，用于使成为心律不齐的原因的心肌组织凝固坏死的冲击波消融系统。冲击波发生装置(10)包括：具有凹面(11a)的冲击波会聚装置(11)、插入该冲击波会聚装置(11)内的光纤(12)、引导该光纤的筒状的导管(13)、在光纤(12)的前端构成填充液体的空间的封入体(14)、以及填充在该封入体(14)内的液体(L)。冲击波会聚装置(11)包括具有中心孔(11b)的环状的结合部(16)、以及从该结合部(16)的边缘部朝着前方地向外弯曲、且弹性地设置于该结合部(16)的边缘部的16片翼部(17)，通过使翼部(17)相对于结合部(16)转动而能进行折叠。

说明书

技术领域

本发明涉及冲击波发生装置用的冲击波会聚装置、冲击波发生装置以 及冲击波消融系统。

背景技术

作为针对心动过速性心律不齐的非药物疗法，高频消融治疗已得到采 用并广泛普及。但是，通过电极来烧灼治疗部位，所以存在难以进行深层 次的心律不齐根源的治疗、以及所产生的热有可能导致在患处并发严重的 血栓闭塞症这样的问题。

另一方面，确立了通过水中冲击波会聚，在局限的空间瞬间产生高压， 以破碎去除尿道/肾脏结石的体外碎石术(Extracorporeal Shock Wave  Lithotripsy(ESWL))。

在非专利文献1中记载了会聚从点源产生的冲击波的冲击波会聚装 置中会聚效率最好的凹面形状、即旋转椭圆体(长短径比)的椭圆率为 1.4～1.5。并且，记载了如果使椭圆率增加，则外焦点上的冲击波的会聚 效果降低。即，从会聚效率这点出发的话，实用的椭圆率低于2，公知不 能在超过了旋转椭圆体的开口直径的0.87倍的距离上产生会聚冲击波。

另一方面，在专利文献1中披露了一种使圆筒状的冲击波会聚装置的 凹面反射冲击波的冲击波反射会聚方法，并披露了将冲击波会聚装置(冲 击波会聚装置)组入导管的前端的冲击波发生装置。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2009-61083号公報

非专利文献

非专利文献1：日本机械学会论文集(B编)57卷539号(1991-7)， 论文No.90-0920A、第119页～第126页

发明内容

发明要解决的技术问题

治疗中使用的冲击波发生装置期望使从心内膜起5mm到10mm深度 的病变部位坏死。

本申请人正推进使冲击波发生装置小型化至能够组入导管的大小并 体现能够治疗心动过速性心律不齐的损伤效果的导管治疗的开发。但是， 在基于公知技术(专利文献1等)的方法中，如果深度超过3mm，则产 生的冲击波的强度锐减。

本发明以考虑将这样的冲击波消融系统应用于医疗设备的基础上作 为重要课题之一的会聚冲击波的焦距的增长作为目的，并以提供冲击波消 融系统的冲击波会聚装置作为目的。

用于解决技术问题的方案

本发明的冲击波会聚装置包括凹面，所述凹面具有通过用平面切断旋 转曲面而得到的形状、并在旋转轴上形成有让光纤通过的中心孔，所述冲 击波会聚装置用于冲击波发生装置，所述冲击波发生装置中光纤的前端配 置于所述凹面内的旋转轴上，且使在所述光纤的前端产生的冲击波在所述 凹面反射并会聚于该凹面外，所述冲击波会聚装置的特征在于，包括：具 有所述中心孔的结合部；以及多个翼部，从该结合部呈放射状地延伸，并 朝着前方延伸的同时向外弯曲，所述翼部相对于结合部的中心轴呈规定角 度，由多个翼部的内表面形成所述凹面。此处，翼部与结合部的中心轴的 角度是指翼部的立起部的切线与结合部的中心轴的角度。

在这样的冲击波会聚装置中，优选的是，所述翼部转动自由地与结合 部连结，通过使所述翼部相对于结合部的中心轴呈规定角度，从而由多个 翼部的内表面形成所述凹面，通过使所述翼部相对于结合部的中心轴呈小 于规定角度的角度，从而能够折叠所述凹面。

作为本发明的冲击波会聚装置，可列举所述翼部设置于环状的结合部 的边缘部的冲击波会聚装置。

作为本发明的冲击波会聚装置，可列举以下装置，其中，所述结合部 是筒状体，并包括从中心孔贯通至边缘部、且从前端朝向基端方向形成的 多条狭缝，所述翼部具有构成凹面的翼主体、以及从该翼主体的基端延伸 的板状的支撑部，通过将所述板状的支撑部插入狭缝，从而翼部与结合部 连结。

作为本发明的冲击波会聚装置，优选的是，所述翼部弹性地设置于结 合部。特别优选的是，翼部以相对于结合部的中心轴呈规定角度的方式弹 性地连结于所述结合部。

在本发明的冲击波会聚装置中，优选的是，还包括筒状的控制体，所 述光纤插入所述控制体、且所述控制体的内径比结合部的外径更大，通过 使所述结合部相对于控制体向光纤的基部方向移动，从而能够在控制体的 前端开口部折叠翼部。

本发明的冲击波发生装置的特征在于，包括：本发明的冲击波会聚装 置；固定于所述冲击波会聚装置的光纤；支撑所述光纤的导管；在所述光 纤的前端构成填充液体的空间的封入体；以及收容于所述封入体内的液 体。另外，这样的冲击波发生装置优选还包括：对所述封入体内进行液体 的供给及排出的供排液装置。

本发明的冲击波消融系统的特征在于，包括：本发明的冲击波发生装 置；以及设于光纤的基端的激光振荡器。

发明效果

本发明的冲击波发生装置用的冲击波会聚装置包括：具有中心孔的结 合部；以及多个翼部，从该结合部呈放射状地延伸，并朝着前方延伸的同 时向外弯曲，使所述翼部相对于结合部的中心轴呈规定角度，并由多个翼 部的内表面形成所述凹面，因此，能够增大凹面的开口部直径，能使会聚 冲击波的焦距与导管的直径无关地延长。

在这样的冲击波会聚装置中，所述翼部转动自由地连结于结合部，通 过使所述翼部相对于结合部的中心轴呈规定角度，从而由多个翼部的内表 面形成所述凹面，通过使所述翼部相对于结合部的中心轴呈小于规定角度 的角度，从而能够折叠所述凹面，在这样的情况下，通过折叠，从而将冲 击波发生装置引导至体内的患处时，其不会有所妨碍。

在本发明的冲击波会聚装置中，在所述翼部设置在环状的结合部的边 缘部的情况下，能够制造结构简单的装置。

在本发明的冲击波会聚装置中，所述结合部是筒状体，并包括从中心 孔贯通至边缘部、且从前端朝向基端方向形成的多条狭缝，所述翼部具有 构成凹面的翼主体、以及从该翼主体的基端延伸的板状的支撑部，通过将 所述板状的支撑部插入狭缝，从而翼部与结合部连结，在这样的情况下， 能够制造强度高的装置。

在本发明的冲击波会聚装置中，在翼部弹性地设于结合部的情况下， 容易进行翼部的折叠操作。特别是，在翼部相对于结合部的中心轴呈规定 角度地被连结的情况下，能够反复使用。

进而，在翼部相对于结合部的中心轴呈规定角度地被连结的本发明的 冲击波发生装置中，还包括筒状的控制体，所述光纤插入所述控制体、且 所述控制体的内径比结合部的外径更大，通过使所述结合部相对于控制体 向光纤的基部方向移动，从而能够在控制体的前端开口部折叠翼部，在这 样的情况下，能够容易地进行冲击波发生装置的折叠的远程操作。

本发明的冲击波发生装置包括：本发明的冲击波会聚装置；固定于所 述冲击波会聚装置的光纤；支撑所述光纤的导管；在所述光纤的前端构成 填充液体的空间的封入体；以及收容于所述封入体内的液体，因此，能够 与导管的直径无关地延长会聚冲击波的焦距，另外，能够简单地进行冲击 波会聚装置的体内引导。另外，在还包括对所述封入体内进行液体的供给 及排出的供排液装置的情况下，能够冲走在封入体内产生的气泡或者混入 封入体内的异物，能够高效率地使冲击波在外焦点会聚。

本发明的冲击波消融系统与以往相比能够使会聚的冲击波的焦距更 长，从而能够治疗从心内膜起5～10mm深度的病变部位，能够进行复杂 生物体内的患处的治疗。

附图说明

[图1]图1a是示出本发明的冲击波发生装置的一实施方式的侧视剖 面图；图1b是示出该冲击波发生装置的冲击波会聚装置的折叠状态的侧 视剖面图。

[图2]图2a、b分别是在图1的冲击波发生装置中使用的本发明的冲 击波会聚装置的侧视剖面图以及主视图；图2c是示出通过压力加工生成 本发明的冲击波会聚装置之前的状态的主视图。

[图3]图3a是示出图1的冲击波发生装置的支撑部件的侧视剖面图； 图3b、c、d、e是示出图1的冲击波发生装置的导管的主视图、X-X线剖 面图、Y-Y线剖面图、立体图。

[图4]图4a～c是示出图1的冲击波发生装置的折叠工序的侧视剖面 图。

[图5]图5a是示出图1的冲击波发生装置的封入体的侧视剖面图； 图5b是其Z-Z线剖面图；图5c是示出本发明的冲击波发生装置的其它实 施方式的侧视剖面图。

[图6]图6a是示出本发明的冲击波发生装置的一实施方式的侧视剖 面图；图6b、c是示出本发明的冲击波会聚装置的一实施方式的主视图、 侧视剖面图。

[图7]图7a、b是示出图6的结合部的主视图、侧视剖面图；图7c、 d是示出图6的翼部的侧视剖面图、主视图；图7e是示出图6的封入体的 侧视剖面图。

[图8]图8a是示出本发明的冲击波发生装置的一实施方式的侧视剖 面图；图8b、c是示出本发明的冲击波会聚装置的一实施方式的主视图、 侧视剖面图。

[图9]图9a～c是示出图8a的冲击波发生装置的折叠工序的侧视剖 面图。

[图10]图10a是示出本发明的冲击波会聚装置的实施例的照片图； 图10b是示出冲击波会聚装置的比较例的照片图。

[图11]图11a是表示用于实验的冲击波的图表；图11b是示出实验 结果的图表。

具体实施方式

图1的冲击波发生装置10包括：具有凹面11a的冲击波会聚装置11、 固定于该冲击波会聚装置11的光纤12、引导该光纤的筒状的导管13、在 光纤12的前端构成填充液体的空间的封入体14、填充于该封入体14内的 液体L、以及对封入体14内进行液体L的供给及排出的供排液装置15。

该冲击波发生装置10对封入体14内的液体L照射脉冲激光而在凹 面11a内产生冲击波，并使其在冲击波会聚装置11的凹面11a反射而会聚 于凹面11a外。

如图2a、b所示，冲击波会聚装置11包括：具有中心孔11b的圆板 状的结合部16；以及从该结合部16的边缘部朝向前方延伸并向外凸出地 弯曲、且弹性地设置于该结合部16的边缘部的12片翼部17。即，翼部 17从结合部16放射状地延伸。并且，通过结合部16以及翼部17的内表 面构成凹面11a。在本实施方式中，使用了12片翼部17，但对该片数并 没有特别的限定。不过，如果翼部的数量过多，则因翼部的间隙、高低差 所导致的反射效率的损失增加，如果翼部的数量过少，则翼部的宽度变大， 难以折叠得较小，所以优选为8片～16片。需要说明的是，如后所述，在 分成两阶段来折叠翼部17的情况下，优选翼部17的片数为偶数。

凹面11a实质上为边朝向前方扩展的同时、边外凸地突起弯曲的、通 过使连续曲线旋转而成的旋转曲面。详细地说，除圆板状的结合部16以 外的由翼部17构成的曲面为旋转曲面。

作为这样的凹面11a的旋转曲面，优选形成为用面切割旋转椭圆曲线 所得到的旋转椭圆面而成的形状。特别是，优选形成为通过与短轴实质上 平行的面或者与旋转轴实质上成直角的面切断旋转椭圆面而得到的曲面。 通过使用基于该旋转椭圆面的曲面，从而能够在椭圆曲线的外焦点处汇聚 在凹面11a内的椭圆曲线的焦点处产生的、且由凹面11a反射的实质上所 有的冲击波。另外，优选使这样的椭圆曲线的椭圆率(长短径比)低于2， 特别优选使椭圆率为1.4～1.8、尤其优选为1.4～1.6。通过像这样地使椭 圆率低于2，从而能够高效率地将水中产生的冲击波会聚于外焦点。

凹面11a的开口部直径构成为大于导管13的外径(参照图1a)。这 样，无论导管13的直径多少，均能使冲击波会聚装置11中凹面11a的开 口部直径较大，从而能够在离冲击波会聚装置11更远的位置会聚冲击波。

因此，能够进行从心内膜起5～10mm深度的病变部位的治疗。凹面 11a的开口部直径根据外焦点(会聚点)的位置以及在光纤的前端产生的 冲击波的会聚率而适当设定。作为开口部直径，例如为2～20mm，优选 为4～20mm，进一步优选为2～10mm，特别优选为5～10mm。另外，如 后所述，由于能够折叠冲击波会聚装置11来缩小凹面11a的外径，从而 容易插入体内，提高了对复杂生物体内的患处的治疗机会。

需要说明的是，光纤12的前端优选配置在凹面11a内且在旋转轴上。 由此，在使冲击波在凹面11a的外部会聚时，能够提高其会聚率。特别是， 在凹面11a是旋转椭圆面的情况下，通过配置于该椭圆曲线的内焦点，从 而能够使在凹面11a内产生的冲击波高效率地在外焦点汇聚。

翼部17相对于结合部的中心轴的规定角度(翼部17的立起部的切线 与结合部的中心轴的角度)根据凹面11a的形状而适当设定。另外，翼部 17以与结合部16保持该规定角度的方式弹性地连结于结合部16。即，构 成为，即使因外力而以大于或者小于规定角度的方式发生变形，也会在解 除了外力之后回到规定角度。但是，也可以弹性连结成大于或者小于该规 定角度。在这种情况下，在形成凹面11a时，通过控制部件保持为规定角 度。

翼部17弹性地设置于该结合部16的边缘部，通过从翼部17的外周 面向内侧(旋转轴方向)施加外力，能够以翼部17相对于结合部16的中 心轴的角度变小的方式发生弯曲。也就是说，通过对所有的翼部17施加 向内侧的按压力，从而如图4c所示，成为冲击波会聚装置11被折叠的状 态。由此，能够缩小冲击波会聚装置11的外径，在将冲击波会聚装置11 引导到体内的患处时，冲击波会聚装置11自身不会妨碍该引导。特别是， 优选使冲击波会聚装置11的外径小于导管13的外径。

如图2c所示，通过对成形为环状部21(结合部16)、及从其边缘部 呈放射状延伸的放射带22的生物相容性高的金属板进行压力加工而使放 射带22弯曲形成为翼部17，从而成形为这样的冲击波会聚装置11。由于 像这样地通过压力加工来进行成形，从而能够使结合部16与翼部17有弹 性地连结。作为生物相容性的金属板，优选不锈钢。

另外，也可以在形成为冲击波会聚装置11的形状的塑料、硅橡胶薄 板的内表面贴金属板来进行成形。在这种情况下，冲击波会聚装置11通 过塑料、硅橡胶而一体成形，所以结合部16与翼部17也具有弹性地连结。

光纤12使用以往公知的光纤。通过在该光纤12的基端连结激光振荡 器来构成冲击波消融系统。作为激光发生装置，可列举Q开关激光振荡器， 特别是可列举Q开关钬YAG激光振荡器。

在本实施方式中，通过从光纤12的前端向水中照射脉冲激光，从而 产生水中冲击波。需要说明的是，也可以在光纤12的前端固定通过照射 激光而引起水中微小爆发的爆发用小球(例如，叠氮化铅、叠氮化银等叠 氮化化合物等)来产生冲击波。

冲击波会聚装置11和光纤12通过支撑部件25来连结。

如图3a所示，支撑部件25包括：其前端固定于冲击波会聚装置11 的筒状的冲击波会聚装置支撑部26、以及光纤插入其内部而固定的筒状的 光纤支撑部27。另外，光纤支撑部27插入冲击波会聚装置支撑部26内， 通过焊接、钎焊或者粘接剂等而固定。

在冲击波会聚装置支撑部26中，前端的内表面形成为朝向前方扩宽 的锥形面26a，环状的前端面26b被固定于结合部16的背面。但是，只要 能够固定冲击波会聚装置11，其前端也可以不是锥形面。另外，冲击波会 聚装置支撑部26具有2个与轴芯平行地贯通的贯通孔26c。该贯通孔26c 是让后述的供水管15a及排水管15b通过的孔。

光纤支撑部27覆盖光纤12的外周。光纤支撑部27是保护光纤12 的覆盖体，通过橡胶或合成树脂等来成形，具有可挠性。

作为冲击波会聚装置支撑部26及光纤支撑部27，分别使用生物相容 性高的硬质材料。特别优选不锈钢等。

由于采用这样的构成，从而通过相对于导管13向前后操作支撑部件 25，能够使冲击波会聚装置11相对于导管13前后地移动。

通过在导管13的基端对被固定于支撑部件25并且与光纤12同样地 通到导管13内的不锈钢线S(假想线)进行前后操作来进行该支撑部件 25的操作。

如图3b～e所示，导管13的筒体的前端内表面由交替排列的以不同 角度形成的第一锥形面30a和第二锥形面30b构成。第一锥形面30a和第 二锥形面30b形成为朝着前端方向扩宽的锥形面，并且，相对于中心轴， 第一锥形面30a的角度更大。即，第一锥形面30a相对于第二锥形面30b 形成为向径向内侧突出的形状。另外，第一锥形面30a与第二锥形面30b 以分别与翼部17相对的方式排列成环状。因此，第一锥形面30a与环状 排列的翼部17中的隔一个的翼部17a相对，第二锥形面30b与其它翼部 17b相对。在本实施方式中，第一锥形面30a及第二锥形面30b分别各形 成6个。需要说明的是，导管13的外径根据到达要治疗的患处的血管径 来选择。

由于像这样地构成导管13，从而如图4所示，能够分两阶段地折叠 冲击波会聚装置11。即，通过相对于导管13向后牵拉支撑部件25，从而 如图4b所示，第一锥形面30a沿旋转轴方向按压隔一个的翼部17a的外 周面(基部附近)。通过进一步地相对于导管13向后牵拉支撑部件25，从 而如图4c所示，第二锥形面30b沿旋转轴方向按压剩余的翼部17b的外 周面(基部附近)。由此，在折叠翼部17时，能够防止相邻的翼部17彼 此干扰，能够防止因相邻的翼部17彼此干扰而导致的翼部17的变形。这 样，在本实施方式中，该导管13作为本发明的控制体而发挥作用。

需要说明的是，根据冲击波会聚装置11的折叠程度来适当设定第一 锥形面30a及第二锥形面30b的锥形角度。作为导管13，使用具有可挠性 的合成树脂、合成橡胶等。

在本实施方式中，将不同角度的锥形面设置于导管13的前端，但也 可以环状地设置相同角度的锥形面。另外，也可以不设置锥形面。在这种 情况下，一次性进行翼部17的折叠。

如图5a、b所示，封入体14由固定光纤12、供水管15a及排水管15b 并被固定于结合部16的表面的圆柱状的栓体36、以及嵌合到该栓体36 的外周的盖37构成。

在栓体36的中心沿着轴芯形成有让光纤12及光纤支撑部27通过的 中心孔36a，隔着轴芯且与轴芯等间隔地形成有与轴芯平行的让供水管15a 及排水管15b通过的2个侧孔36b。中心孔36a也可以只让光纤12通过。 中心孔36a让光纤12及光纤支撑部27通过而被密封，侧孔36b也构成为 让供水管15a及排水管15b通过而被密封。即，与冲击波会聚装置支撑部 26的贯通孔26c连通。作为这样的栓体36，采用橡胶材料或合成树脂材 料。

盖37的前端37a是球状的筒体，基部37b嵌合于栓体36。通过使基 部37b嵌合于栓体36，从而构成为盖37内被密封。盖37采用让在内部产 生的冲击波通过的材料。例如采用橡胶材料，特别优选硅橡胶。需要说明 的是，也可以向盖37内施加压力，使盖37膨胀为与球形相近的形状。

由于采用这样的构成，从而通过向栓体36与盖37之间的密闭空间供 给液体L，能够将液体L填充在封入体14内。

需要说明的是，作为封入体，采用封闭冲击波会聚装置11的凹面11a 的开口部的膜、或者采用覆盖整个冲击波会聚装置11的袋皆可。在设置 膜的情况下，通过供排液装置15向冲击波会聚装置11的凹面11a与膜之 间的密闭空间供给液体L。在设置覆盖全体的袋的情况下，通过供排液装 置15向该袋内的密闭空间供给液体L。

供排液装置15包括：供水管15a、排水管15b、以及与供水管15a的 基端连结的泵(未图示)。即，通过泵，从供水管15a向封入体14内供给 液体L。也可以在排水管15b的基端连结泵，使液体L循环。通过设置排 水管15b，从而即使在封入体14内产生气泡、或者混入有异物，也能够冲 走该气泡或者异物。由此，能够防止在气泡与水的界面或者异物表面的冲 击波的反射，能够高效率地会聚冲击波。

但是，也可以如图5c的冲击波发生装置10a那样，不设置供排液装 置15，而只是使液体L填充于封入体14内的密闭空间中。

接下来描述使用冲击波发生装置10的冲击波消融系统的操作方法。 首先，相对于导管13，向导管基端方向对冲击波会聚装置11施力，在折 叠冲击波会聚装置11的状态(图4c的状态)下将冲击波发生装置10插 入体内，并引导至患处。接着，在患处附近解除冲击波会聚装置11对导 管13的按压，打开冲击波会聚装置11(图1、图4a的状态)。在打开了 该冲击波会聚装置11的状态下，从光纤12的前端使脉冲激光振荡而产生 冲击波，从而能够使会聚的冲击波撞击位于凹面11a的外焦点的患处。治 疗后，再次折叠冲击波会聚装置11，在该状态下将冲击波发生装置10从 体内拔出。

这样，关于冲击波发生装置10，由于能够通过手边的操作来折叠冲 击波会聚装置11，从而在将冲击波发生装置10引导至体内时、特别是在 通过直径小的心脏附近的血管而将冲击波发生装置10引导至体内时，冲 击波会聚装置11也不会成为妨碍。另外，由于能够在患处附近扩大冲击 波会聚装置11的凹面11a的开口部直径，从而能够在离冲击波会聚装置 11远的位置会聚冲击波，即使是靠里的患处或者较深的患处，也能够进行 治疗。因此，作为用于使成为心律不齐的原因的心肌组织凝固坏死的冲击 波发生装置是特别有效的。

在本实施方式中，有弹性地连结结合部16与翼部17，但也可以不具 有弹性。在这种情况下，通过使导管(或者控制体)的开口部和翼部固定 或者联动，能够进行冲击波会聚装置11的开闭操作。

另外，也可以将不锈钢线固定于冲击波会聚装置11的翼部17，从而 能够直接操作该不锈钢线来进行冲击波会聚装置11的开闭操作。在这种 情况下，使翼部27转动自由地连结于结合部56即可。

图6的冲击波发生装置50中，结合部与翼部分体成形而连结。另外， 冲击波发生装置50不是折叠式。

图6a的冲击波发生装置50包括：具有凹面51a的冲击波会聚装置 51、固定于该冲击波会聚装置51的光纤12、引导该光纤的筒状的导管53、 在光纤12的前端构成填充液体的空间并覆盖冲击波会聚装置51的封入体 54、填充在该封入体54内的液体L、以及对封入体54内进行液体L的供 给及排出的供排液装置15。光纤12及供排液装置15实质上与图1的光纤 12及供排液装置15相同。需要说明的是，也可以如图1那样对光纤12 设置光纤支撑部27。

如图6b、c所示，冲击波会聚装置51包括：具有中心孔61的圆筒状 的结合部56、以及安装于该结合部56的翼部57。

如图7a、b所示，结合部56是前端面56a形成为朝着前端缩径的锥 形面的筒状体，包括从中心孔61贯通至外周面56b并从前端朝向基端方 向形成至正中部56c的多个狭缝62。另外，包括与中心孔61平行地从基 端朝向前端方向形成的2条通路63。

中心孔61由从基端越过正中部56c而延伸至前部的后中心孔61a、 以及与后中心孔61a的前端连通并且相比后中心孔直径扩大地延伸至前端 的前中心孔61b构成。

狭缝62以中心孔61为中心等间隔地呈放射线状设置。在本实施方式 中，设置了12条狭缝62。但是，其数量没有特别限定，与翼部数量相同。

通路63由从基端延伸至正中部56c跟前的管连结部63a、以及与管 连结部63a的前端连通并且相比管连结部63a缩径地延伸至结合部56的 前端面56a跟前的连通路63b构成。管连结部63a成为收容供排水管15a、 b的部位。2条通路63以中心孔61为中心相对地形成。并且，连通路63b 的在正中部56c前端的一侧与狭缝62重叠(参照图7a)。因此，与狭缝 62重叠的连通路63b通过狭缝62而与中心孔61的前中心孔61b连通。

2条通路用于对凹面51a进行液体L的供给、排出。向凹面51a的液 体L的供给是从与通路63的基端连结的供给管15a经由通路63、狭缝62 而到达中心孔61的前中心孔61b，再到达凹面51a。另一方面，液体的排 出是从中心孔61a的后中心孔61a经由狭缝62而到达通路63，再从与通 路63的基端连结的排出管15b排出。

如图7c、d所示，翼部57由板状的支撑部66、以及从支撑部66的 前端弯曲地延伸的板状的翼片67构成。支撑部66的面与翼片67的面大 致正交，支撑部66的面设置成从翼片67的面突出。

支撑部66是插入结合部的狭缝62的部位，前端面66a以与结合部的 前端面56a实质相同的角度倾斜。另外，支撑部66的厚度构成为与狭缝 62的宽度相同或者比其更小。

翼片67是宽度大于支撑部66的厚度、且向外侧突出地弯曲的板状体。 翼片67的内表面67a形成为从结合部的中心孔的边缘部(长轴端附近) 延伸的旋转曲面。该内表面构成凹面51a。翼片67的长度方向的后端面 67b以与结合部56的长度方向的前端面56a抵接的方式倾斜。即，后端面 67b构成为在将翼部57的支撑部66插入结合部的狭缝62时，翼片67被 支撑于结合部的前端面56a。翼片67的宽度构成为在将相邻的翼部57插 入狭缝62时，相邻的翼片67的内表面无间隙地被配置而形成凹面51a。 即，翼片67的数量根据翼片67的宽度来适当设定。

由翼片67构成的凹面51a形成为与图1的凹面11a实质相同的旋转 曲面，其开口部直径大于结合部56的外径。另外，凹面51a的开口部直 径大于导管53的外径。

翼片67的厚度为0.04～1mm，尤其为0.3～0.5mm。通过这样地设定 翼片67的厚度，从而能够使凹面51a具有厚度，能够提高冲击波会聚装 置51的耐久性，并能实现小型化。

由于采用这样的构成，从而能够增大冲击波会聚装置51的凹面的开 口部直径，能够与导管的直径无关地延长会聚冲击波的焦距。

导管53是覆盖冲击波会聚装置51及封入体54的筒状体(参照图6)。 其外径根据到达要治疗的患处的血管径来选择。

如图7e所示，封入体54是覆盖结合部56及翼部57的盖。封入体 54由覆盖结合部56的筒部54a、以及设置在筒部54a的前端并覆盖翼片 67的圆锥台状的覆盖部54b构成。覆盖部54b具有前端面54c。封入体54 优选形成为可挠性的盖。

冲击波发生装置50包括冲击波会聚装置51，所以耐久性高。

在使用该冲击波发生装置50的冲击波消融系统的操作方法中，以经 血管的方式将安装于导管前端的冲击波会聚装置51插入心脏内，然后， 使冲击波会聚装置51的前端垂直地紧贴于患处，并从光纤12的前端使脉 冲激光振荡而向患处照射冲击波。在将该冲击波会聚装置51用于心脏内 时，其外径优选为2～6mm，特别优选为2～5mm。如果大于6mm，则无 法插入心脏内附近的血管等，如果小于2mm，则无法充分取到焦距。

另外，在用于对心脏以外的脏器的冲击波照射治疗、例如碎石等的情 况下，也可以在内窥镜、腹腔镜手术时将其插入体内进行使用。在这种情 况下，冲击波会聚装置51的外径优选为2～20mm，特别优选为2～10mm。 如果大于20mm，则无法在内窥镜、腹腔镜手术中插入，如果小于2mm， 则无法充分取到焦距。

图8a的冲击波发生装置80中，结合部与翼部分体成形而连结，且翼 部为折叠式。

冲击波发生装置80使用具有凹面81a的冲击波会聚装置81。其它构 成包括光纤12、导管13、封入体54、液体L、供排液装置15。光纤12、 导管13、液体L、供排液装置15与图1的冲击波发生装置10实质相同， 封入体54与图6的冲击波发生装置50实质相同。需要说明的是，封入体 54具有随着翼部的折叠而变形的程度的挠性，例如通过天然橡胶、合成橡 胶、合成树脂等而成形。

如图8b、c所示，冲击波会聚装置81包括：具有中心孔61的圆筒状 的结合部56、以及安装于该结合部56的翼部83。结合部56与图6的结 合部56实质相同。

翼部83由壁薄的支撑部66、以及从支撑部66的前端弯曲地延伸的 翼片84构成。支撑部66与图7的支撑部66实质相同。

翼片84的厚度构成为在将相邻的翼部83插入狭缝62时，在相邻的 翼片84的厚度方向的内表面彼此之间形成间隙S。即，如图8b所示，通 过翼片84构成的凹面81a具有放射状的间隙S。其它构成与图6的翼片 67实质相同地构成，并具有后端面67a。另外，其厚度为0.04～1mm，尤 其为0.3～0.5mm。因此，能够使凹面81a具有厚度，并且还能够使凹面 81a具有强度，能够提高冲击波会聚装置81的耐久性，且能实现小型化。 另外，凹面81a的开口部直径大于导管13的外径。

接着，说明冲击波会聚装置81的折叠操作。首先，如图9a所示，翼 部83通过导管13而关闭翼片67。此时，光纤12以其前端处于冲击波会 聚装置81的结合部56内的方式被插入到结合部56的中心孔61内。在该 状态下，将光纤12推出，使得光纤12的前端从结合部56的中心孔61突 出至凹面81a内的椭圆曲线的焦点的位置。由此，光纤支撑部27的侧面 按压翼部83的翼片84的厚度方向的内表面，翼部83打开。即，通过导 管13进行关闭操作，通过光纤12进行打开操作。

这样，在冲击波发生装置80中，由于使凹面81a具有厚度、且使凹 面81a具有放射状的间隙S，从而具有耐久性，并且，能够折叠。即，翼 部83的支撑部66能够在狭缝62内旋转，使间隙S关闭，能缩小连接翼 片84的前端的圆的直径。

实施例

“实施例1”

按其椭圆率为1.41、冲击波会聚装置11的开口部直径为7.8mm的方 式，如图2c所示地切削不锈钢薄板(0.1mm)，并进行压力加工，制成冲 击波会聚装置11(参照图10a)。另外，折叠了时的外径为3.66mm。将该 冲击波会聚装置11设为实施例1。

“比较例1”

按椭圆率为1.6、冲击波会聚装置的开口部直径为3.6mm(外径为 4.0mm)的方式，对圆柱状的黄铜实施切削加工，制成具有凹面的筒状的 冲击波会聚装置(参照图10b)。将该黄铜制的冲击波会聚装置设为比较例 1。

测定在这些实施例1的冲击波会聚装置以及比较例1的冲击波会聚装 置的凹面内的焦点产生了图11a那样的冲击波时在冲击波会聚装置外会聚 的冲击波。在图11b中示出其结果。

由该图11b的图表的结果可知，实施例1的冲击波会聚装置与比较例 1的冲击波会聚装置相比，会聚点更远，并且，最大超压更大。可知，特 别是在使用了实施例1的冲击波会聚装置的情况下，能够使会聚点延长到 约5mm，能使会聚冲击波撞击对于治疗心律不齐而优选的从心内膜起 5mm～10mm深度的部位。另外，在使用了实施例1的冲击波会聚装置的 情况下，能产生45MPa的最大超压。