JP2000503246A - 心臓の電気生理的処置のための装置および方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 心臓の電気生理的に関係する処置、例えば心臓の電気的活性の識別または評価、心臓の電気的生理に関連する状態の診断および／または処置に用いるための方法および装置が開示される。装置（２００）は、起電電位が異なり接合点（２１０）で伝導性を保って接続された熱電対素子（２０６、２０８）を有し、心臓の内部に導入されて心臓組織の一部分が接合点（２１０）に接触するようにされる。熱電対素子（２０６、２０８）に電流を通して、ペルティエ効果にもとづいて接合点の温度を下げ、それによって接触している心臓組織を冷却する。冷却の効果をモニターし、またのぞむ場合には心臓の組織の該部分が処置される。

Description

【発明の詳細な説明】 心臓の電気生理的処置のための装置および方法 本出願は、現在は米国特許第５５２９０６７号となっている１９９４年８月１ ９日出願米国一連番号第２９４４７８号の分割出願である同時係属出願の１９９ ６年６月２０日出願米国一連番号第６７０１７７号の一部継続出願である。 発明の分野 本発明は、広くは心臓の電気生理的状態の診断および処置のための装置および 方法に関する。より具体的には、本発明は、心臓の電気的活動を評価し、心臓不 整脈の原因を識別し、また心臓不整脈を処置するための新しい方法および装置に 関する。 背景技術 公知のように、人体の心臓は、血液を受け入れて身体の各部に送り込むための 四つの区画を有する。具体的には、心臓の上の二つの区画は心房と呼ばれ、下の 二つの区画は心室と呼ばれる。 心臓が通常に機能しているときには、身体から帰ってくる酸素の少ない血液が 上大静脈および下大静脈を通って右心房と呼ばれる右上の区画に入る。右心房は 、血液で満たされ、やがては収縮して血液を三尖弁を介して右心室と呼ばれる右 下の区画へ押し出す。右心室の収縮は、血液をパルス式に右心室から肺動脈へ送 る。肺動脈は、二本の枝に別れており、各肺へつながっている。酸素の少ない血 液は、肺の中を移動する間に酸素の供給を受ける（すなわち、酸素が多くなる） 。 酸素の供給を受けた血液は、肺から肺静脈を通って心臓へ戻り、その左上の区 画すなわち左心房を満たす。左心房が収縮すると、血液は、僧帽弁を通って左心 室と呼ばれる左下の区画へ送られる。左心室の収縮は、他の心室のそれより強く 、血液を大動脈と呼ばれる血管系の主動脈へ押し出す。大動脈は、多数の小さい 動脈および血管に枝別れしており、これらによって酸素の多い血液が身体各部へ 送られる。 上の説明から明らかなように、心臓の各区画の一連の収縮および弛緩は、心臓 の機能の基本をなすものである。心臓の区画の収縮は、心臓の神経剌激伝導系に よって制御されるが、この心臓の神経剌激伝導系は、電気パルスを生成して伝達 することのできる特殊な「結節」組織すなわち「ノード」を含んでいる。電気パ ルスを生成できる能力は、心臓の「自動能」と呼ばれる。 心臓の本来のペースメーカーは、ＳＡ（洞房）結節と呼ばれる。これは、上大 静脈が右心房と合わさる溝の中にある。ＳＡ結節は、二種類の細胞を含んでおり 、その一方が自動能を示す。 一般にＳＡ結節によって生成された電気パルスの伝導は、以下のようにして進 行する。心臓パルスは、心房の壁を横切って移動し、最終的に心室を収縮させる 。ＳＡ結節によって生成されたパルスもまた右心房近くで右心房の下部分にある 房室（ＡＶ）結節へ送られる。パルスは、ＡＶ結節からヒス束と呼ばれる結節組 織の他の区域を通って移動し、最終的には心室を包んでいるプルキンエ繊維に達 する。パルスは、この繊維に達すると心室を収縮させる。 より具体的には、心臓パルスは、ＳＡ結節から心房の通常の心筋繊維に添って 広がる。特別の通路である前方心房間心筋帯は、パルスをＳＡ結節から直接左心 房へ伝導する。さらに、前方、中間、および後方結節間神経束の三つの神経束す なわち通路が、ＳＡ結節からＡＶ結節までの心臓パルスの伝導の主経路を構成し ている。これらの神経束は、通常の心筋細胞および特種な神経剌激伝導繊維で成 り立っている。 ＡＶ結節は、心臓の右心房および左心房を分ける筋肉の壁（心房中隔と呼ばれ る）の右側後方にある。ＡＶ結節は、また、自動能を示す細胞も含んでいる。Ａ Ｖ結節は、中核を通してパルスを受け取り、ヒス束と呼ばれる心室の間の繊維の 房へ中継する。 ヒス束は、心室中隔（左右心室の間の筋肉の壁）の右側を通って下方に向かい 、左右の束枝に分れる。右束枝は、ヒス束の直接的な続きで、心室中隔の右側を 通って下方に向かう。左束枝は、右束枝よりかなり厚く、ヒス束からほぼ垂直に 分れて心室中隔を二分する。心室中隔の左側表面では、主左束枝が薄い前方部分 と厚い後方部分に分れている。 右束枝および左束枝の二つの束枝は、最終的にはさらに分れて、プルキンエ繊 維と呼ばれて心室を包む複雑な網状の神経刺激伝導繊維となる。 パルスが心房の領域から心室へ移動するにしたがって剌激される最初の部分は 、心室中隔および乳頭筋である。活性化の波は、中隔の左右の心内膜表面（心臓 の壁の内膜）から中隔へ広がる。中隔は、早目に収縮するため他より硬くなって 心房の他の心筋（心臓の壁を含む筋肉の中間層）の収縮の維持点（アンカーポイ ント）として機能する。 両心室の心内膜表面は、急速に活性化されるが、励振の波は、より遅い速度で 心内膜から心外膜と呼ばれる心臓の外膜あるいは外被へ広がる。右心室の壁は左 心室の壁よりかなり薄いため、右心室の心外膜表面は、左心室のそれより早く活 性化される。心室の最後に励振される部分は、心外膜後方基部と心室中隔の基部 の小さい帯域である。 心臓不整脈とは、心臓の区画の収縮と弛緩のリズムの乱れを指す。心臓不整脈 にあっては、心房および／または心室が上に述べた規則的で順序正しいパターン で収縮および弛緩せず、収縮が早すぎたり不規則に行なわれたりする。細動のよ うな最も重症の不整脈では、パルスが多数の不規則な回路に細分され、心臓の区 画が統一的な収縮を起こすことができなくなり、そのため血液の汲み出しが悪影 響を受けるおそれが生じる。 不整脈には原因としては、さまざまなものが知られている。心臓不整脈の一つ の原因は、パルス形成の障害である。例えば、パルス形成の主たる源はＳＡ結節 であるが、大部分の心臓細胞は自動能を有することが知られている。例えば、Ｓ Ａ結節から移動するパルスが遅らされたりあるいは逸らされたりすると、結節組 織のある区域の外側にある他の心臓細胞あるいは細胞の群れが自発的にパルスを 発生させる。これらの細胞あるいは細胞群は、異所性フォーカスと呼ばれる。異 所性フォーカスから発生したパルスは、正常な神経剌激伝導路を通って移動する パルスより前に心房および／または心室へ伝えられ、それによって心臓の区画の 早すぎる収縮を起こす。 不整脈は、また、心臓の一領域から他の領域へのパルスの伝導あるいは伝送の 障害によっても生じる。この場合には、正常な伝導路の一部分である心臓組織の ある部分に損傷が生じると、それが、正常な通路からのパルスの伝送を遅らせた り、阻止したり、あるいは逸らせたりする。阻止された通路に近い異なる通路を 通ってパルスが移動すると、パルスは、阻止された通路に戻る場合もある。この ように、パルスが阻止された通路に戻ると、他の結節組織を時期尚早に剌激して 、心房または心室が弛緩した状態に戻る前にこれらの区画を収縮させる。 心臓不整脈を処置する一つの公知の方法としては、心臓組織内の不整脈のフォ ーカル・ポイントをカテーテルまたは他の外科装置の尖端で切除する方法がある 。不整脈の処置に用いられる装置は、通常、細長く直径の小さい管状本体を有し 、該管状本体には尖端がついており、該尖端は、加熱、超冷却することができ、 あるいは無線周波数エネルギーを発することができる構成となっている。通常は 、この装置を患者の血管系統の中に導入して装置の尖端がのぞむ位置に達するま で前進させる（例、処置を要する不整脈の発生源が疑われる場所）。次に、カテ ーテルの尖端を加熱、超冷却、または他の方法で励起して不整脈の発生源に当て て、心臓不整脈を起こしている組織の部分を切除する。 アメリカ合衆国特許第４６４１６４９号には、心臓組織の電気信号の伝導に関 連する障害を処置するための方法が開示されている。それによれば、カテーテル の遠端尖端部に配置されたアンテナが心臓からの電気信号を受信し、外科医は、 この電気信号を用いて心臓障害の発生源を判別する。発生源が判別されれば、カ テーテルの尖端を介して組織のその部分に無線周波数またはマイクロ波周波数の エネルギーをあたえ、電気的障害の発生源を切除する。切除は、アンテナから放 射されるエネルギーの量を調節する減衰器によって制御することができる。 アメリカ合衆国特許第５１４７３５５号にも、身体組織の一部分を切除するた めの方法および装置の一例が開示されている。それによれば、カテーテルが患者 の身体を通って切除される組織の区域へ案内される。カテーテルの尖端部に配置 された電極が、組織の電気的活動をモニターし、モニター用表示装置へ情報を伝 送する。外科医がカテーテルの尖端を不整脈の発生源と疑われる部位に配置した 後、カテーテルの尖端部が低温技術で超冷却され、心臓組織ののぞむ部分が除さ れる。この特許の装置は、カテーテルの尖端へ送られる低温冷却液の量を調節す るための流量制御弁を含み、それによって尖端部の冷却の温度および速度が制御 される。このアメリカ合衆国特許５１４７３５５号の記述からは、操作員が尖端 部の温度を判別できるかどうかは明らかでない。低温切除の過程で電極による不 整脈信号の検出が続く場合には、低温切除を切り上げてカテーテルの尖端部を再 配置し、不整脈の発生源が疑われる他の組織部分を低温切除することができる。 アメリカ合衆国特許第５１４７３５５号に記載されているカテーテルは、尖端 部分に隣接した低温流体を流すための第一および第二の同心状流体流路を含む。 したがって、このカテーテルの流路は、高圧および低温流体の液相から気相への 変化が生じる−６０℃という低温にたえることのできるステンレススチールまた は他の剛性材料でつくる必要がある。その結果、カテーテルは、必然的に可撓性 が低くなり、患者の毛管系統を通ってカテーテルを前進させる場合にのぞまれる 操作に困難が生じる。 上に述べた心臓不整脈の処置のための方法の欠点の一つは、プローブ尖端温度 の正確な制御が不可能なことである。例えば、アメリカ合衆国特許第５１４７３ ５５号に記載された低温切除法では、カテーテル尖端の温度は、カテーテル尖端 へ送られる低温流体の量によって調節される。この方法を用いれば、プローブ尖 端の温度変化は徐々に起こり、広い温度域でプローブ尖端の温度を正確に調節す ることは困難である。プローブ尖端温度を迅速に調節することができない結果、 不整脈の原因になっていない心臓組織の部分がある程度破壊されるおそれがある 。 ただし、心臓組織を冷却すると、心臓の電気的活動に観察可能な変化が生じる ことは知られている。ハリマン等「犬の洞房結節の低温熱マッピング」、心臓血 管研究、１９８９年、第２３巻、ｐｐ．２３１−２３８、および、ゲスマン「犬 の心筋梗塞の発病１週間後のアイス−マッピングによる心室頻拍症の限局および メカニズム」、循環、第６８巻、第３号、１９８３年９月、ｐｐ．６５７−６６ ６。これらの資料は、参考資料として本出願に添付されている。上に述べた不整 脈処置のための方法は、異常信号のフォーカスを識別するために心臓組織を利用 したものではなく、切除のために低温冷却を用いたものである。 発明の開示の概要 本発明は、広くは、例えば心臓の電気的活動の識別および評価あるいは心臓の 電気生理学に関連する状態の診断および／または処置など、心臓の電気生理的処 置のための装置および方法に関する。本発明の一側面にもとづけば、該装置は、 近端および遠端部分を有する細長い本体を含む。前記遠端部分内には、一以上の 対の熱電対素子あるいは「脚」が配置されている。熱電対素子の一つの一端は、 一つの接合点で他の熱電対素子の一端に伝導性をもたせて接続されている。少な くとも一つの熱電対素子の他端は、ヒートシンクに接続されている。接合点の温 度は、熱電対素子を横切って電圧をかけると、ペルティエ効果にもとづいてまた 前記ヒートシンクによってその影響を受ける。 本発明の他の一側面にもとづけば、心臓の関連する処置に用いるためのプロー ブが提供される。該プローブは、熱および電気の伝導率が低いキャリヤおよび一 つの接合点で接続されて該キャリヤ上に取り付けられた少なくとも二つの熱電対 素子を含む。該プローブは、また、少なくとも一つの電極を含む。 本発明の他 の一側面にもとづけば、一つの接合点で伝導性をもたせて接続された起電電位の 異なる熱電対素子を有する装置が心臓の内部に導入される方法が提供される。該 接合点は、心臓組織の一部分と接触させる。熱電対素子には電流を通してペルテ ィエ効果にもとづいて接合点の温度を下げ、それによって心臓組織を損傷するこ となく冷却する。心臓は、その冷却効果がモニターされる（例、医師による直接 観察または機械による検出または記録）。冷却の後、心臓組織の温度は、例えば 心臓組織を実際に暖めるあるいは心臓組織が自身で暖まるようにするなどして正 常に戻される。 最後に本発明の他の一側面にもとづけば、心臓内の電気生理的障害を処置する ための方法が提供される。上に述べた方法と同様、一つの接合点で伝導性をもた せて接続された起電電位の異なる熱電対素子を有する装置が心臓の内部に導入さ れ、心臓組織の一部分を接合点と接触させる。該接合点は、熱電対素子には電流 を通してペルティエ効果にもとづいて接合点の温度を下げ、それによって心臓組 織を損傷することなく冷却する。心臓は、その冷却効果をモニターすることがで きる。心臓の電気生理に及ぼす冷却の効果をモニターすることによって、医師は 、不整脈の発生源の位置が突き止められたか否かを判別することができる。不整 脈の発生源が正しく識別されたと判別されれば、例えばのぞむ区域を切除するな どして組織のその部分を直ちに処置することができる。その間、接合点は心臓組 織の該部分と接触したままにされ、不整脈の発生源はほぼ永久的に遮断されるこ と になる。切除の間、熱電対素子にはペルティエ効果にもとづいて電流が流される 。 図面の説明 第１図は、本発明を実施した装置が心臓内の異なる位置に配置された人の心臓 の断面図である。 第２図は、ペルティエ効果を利用した装置の遠端部分の縦断面図である。 第３図は、本発明を実施した装置の平面図である。 第４図は、第３図の装置の遠端の縦断面図である。 第５図は、第４図の遠端の５−５線に沿った横断面図である。 第６図は、第３図の装置の遠端のより詳細な立面図である。 第７図は、本発明の装置を実施した他の一実施形態の平面図である。 第８図は、第７図の遠端の縦断面図である。 第９図は、第８図の遠端の９−９線に沿った横断面図である。 第１０図は、第７図の装置の遠端のより詳細な立面図である。 第１１図は、本発明の装置を実施した装置の遠端の他の一実施形態の縦断面図 である。 第１２図は、第１１図の装置の１１−１１線に沿った横断面図である。 第１３図は、本発明の装置を実施した装置の遠端の他の一実施形態の横断面図 である。 第１４図は、本発明の装置を実施した他の実施形態の縦断面図である。 第１５図は、本発明に使用できる熱電対キャリヤの一実施形態の平面図である 。 第１６図は、本発明に使用できる熱電対キャリヤの他の一実施形態の縦断面図 である。 第１７図は、第１６図の熱電対キャリヤの１７−１７線に沿った横断面図であ る。 第１８図は、本発明を実施した装置の他の一実施形態の平面図である。 第１９図は、第１８図の装置の縦断面図である。 第２０図は、第１８図の装置の２０−２０線に沿った断面図である。 第２１図は、第１９図の装置の２１−２１線に沿った断面図である。 第２２図は、本発明を実施した遠端キャップを有する装置の遠端尖端部の平面 図である。 第２３図は、第２２図の遠端尖端部の縦断面図である。 第２４図は、第２３図の遠端尖端部の２４−２４線に沿った断面図である。 第２５図は、本発明を実施した装置の他の遠端尖端部の平面図である。 第２６図は、第２５図の遠端部の縦断面図である。 第２７図は、第２６図の遠端部の２７−２７線に沿った断面図である。 第２８図は、本発明を実施した装置の他の一実施形態の断面図である。 第２９図は、本発明を実施した装置のさらに他の一実施形態の断面図である。 第３０図は、本発明を実施した装置のさらに他の一実施形態の断面図である。 第３１図は、本発明を実施した装置のさらに他の一実施形態の断面図である。 図面の詳細な説明 ここで図面を参照して、第１図は、本発明にもとづいて人の心臓１２内に配置 して用いることのできる細長いカテーテル１０の遠端部分を示す。より詳細には 、該遠端部分は、心臓の選ばれた区域と接触するカテーテル・プローブ１４を含 む。ここで「プローブ」とは、カテーテルの遠端部分に配置される装置を指し、 以下でより詳細に説明するように起電電位の異なる熱電対素子を含む。本明細書 で使用する限りにおいて、「カテーテル」という用語は、近端から遠端までの全 カテーテル装置を指し、「プローブ」を含む。 カテーテル１０に用いられるプローブ１４は、ほぼアメリカ合衆国特許第４８ ６０７４４号に記載されている通りの熱電対を一つ組み込んだものである。該特 許に記載されているところにしたがえば、この種の熱電対は、起電電位が大きく 異なる（すなわち、ゼーベック係数が異なる）異なる材料の二つの素子あるいは 「脚」を有する。該二つの素子あるいは「脚」の起電電圧の差は、該素子をドー ピングして正（Ｐ−型）または負（Ｎ−型）の素子を生成することによって得ら れる。該二つの素子は、一端で伝導性をもたせて接合させて接合点を形成する。 該素子に電流が流れると、各熱電対素子は、一端が冷却され、他端が加熱される 。どちらの端部が冷却されどちらの端部が加熱されるかは、電流の方向できまる 。この現象は、ペルティエ効果と呼ばれる。ペルティエ効果およびこのペルティ エ効果を利用したプローブ１４（第２図に示す）の詳細な説明は、アメリカ 合衆国特許第４８６０７４４号「熱電制御された熱医療カテーテル」に記載され ている。同特許は、参考資料として本出願に添付する。 アメリカ合衆国特許第４８６０７４４号に記載されているようにそしてまた本 出願の第２図に示すように、プローブ１４は、単一の熱電対構成を利用したもの で、単一対（ユニカプル）と呼ばれることもある。単一対は、ＰおよびＮ熱電対 素子あるいは「脚」を利用している。Ｐ脚１６およびＮ脚１８は、その長手方向 に添って電気的に分離されているが、一端で伝導性をもたせて接合されている。 熱電対のこれらの端部は、接合点２４、２４’と呼ばれる。ＰおよびＮ脚１６、 １８は、別々にコネクタ・ワイヤ２０、２０’に接続され、これらを介して電流 が供給される。一般に、電流が熱電対を通ってＰからＮの方向に流れると、接合 点２４，２４’の熱電加熱が生じる。電圧の逆転によって電流の方向を逆転させ ると、上に述べたペルティエ効果にもとづいてプローブ１４の尖端部が冷却され る。 上に引用した特許は、とくにアテローム性プラークなどの患者の身体内の堆積 物を溶解または気化させるためにプローブ尖端部を加熱する目的でペルティエ効 果を用いることに関するものであり−−本出願の特許請求とはきわめて異なる出 願である。 第３図は、本発明の装置の一実施形態を示す。より詳細には、第３図は、心臓 に関係する処置、例えば（マッピングによる）心臓の電気的活性の識別または評 価、心臓不整脈の電気生理的発生源の識別、および／または心臓不整脈の処置な どためのカテーテル４０を示す。カテーテルに用いられる材料は可撓性があり、 したがって、カテーテルは、容易に患者の血管系統を通して案内することができ る。この種の材料の例としては、ポリウレタンを挙げることができる。のぞむ場 合には、編組材料または他の硬化用材料を公知の方法で使用して、カテーテルの 制御性を高めあるいは案内装置を使用せずにカテーテルを挿入できるようにする ことができる。 第３図に示すように、カテーテル４０は、近端部分４２および遠端部分４３を 含む。カテーテル４０の遠端部分４３は、心臓組織と接触するためのプローブ部 分あるいは「プローブ」４４を含む。心臓内部でのプローブ４４の位置ぎめに役 立てるために、基本的には（プローブまたはその近くにある）遠端部分４３から 近端部分４２近くまたは該部分内に配置された滑動自在のハブ４８の間でカテー テル４０を通って伸びる操縦ワイヤ４６を配設することもできる。第３図からわ かるように、滑動自在のハブ４８によってカテーテル４０の遠端部分４３（およ びプローブ４４）が曲げられる。これによって、プローブをのぞむ場所まで案内 し、該プローブ４４を心臓組織の表面と接触させるのが容易となる。プローブ４ ４が心臓組織ののぞむ場所またはその近くに配置されれば、心臓の電気的活性を 識別し、評価し、またはマッピングし、さらに不整脈の電気生理的発生源の識別 および／または処置が可能となる。 第４および６図に示すように、プローブ４４は、以下に述べる加熱および冷却 素子を保持しまた支持するための熱電対キャリヤ４７を含む。一般に、熱電対キ ャリヤは、熱電対素子すなわち「脚」４８および５０を支持するための長さ約１ ０ｍｍの成形した本体を有する。この熱電対キャリヤは、機械加工および／また は成形が比較的容易な剛性材料でつくる必要がある。さらに、熱電対キャリヤに 用いられる材料は、熱伝導率および電気伝導率が低くなければならない。これに 適した材料の一例としては、ポリエーテル・エーテル・ケトン（ＰＥＥＫ）を挙 げることができる。 第４および６図の熱電対キャリヤ４７は、第１６および１７図の熱電対素子な しに示されている。第１６図からわかるように、熱電対キャリヤ４７は、ほぼ円 筒状で、遠端中ぐり４７ａ、近端中ぐり４７ｂ、およびこれら中ぐりの間で熱電 対素子４８および５０を受けるための凹部区域４９を含む。凹部区域４９下方の 溝５１は、心外し通路を形成し、この通路は、プローブで用いられる各種ワイヤ およびセンサー用管路を構成する。（これらのワイヤおよびセンサーは、後によ り詳細に説明する）。壁部分５３は、溝５１（および通常そこを通って伸びるワ イヤ）を凹部区域４９（および通常その中に配置される熱電対素子）から分離し 絶縁する。壁部分にある開口５３ａは、凹部区域４９と水５１の間の（後に説明 する温度センサー用）管路を構成する。第４図は、熱電対キャリヤ４７内のワイ ヤの熱電対素子に対する位置をより明確に示している。 第４図に示すように、熱電対素子すなわち脚４８および５０は、熱電対キャリ ヤ４７内に配置されて、縦方向に端から端まで延びている（すなわち、熱電対素 子５０は、他の熱電対素子４８に対してより遠位の場所に配置されている）。熱 電対素子４８および５０は、ともに、その端部が、電圧をあたえて熱電対素子４ ８および５０を通って電気を流すための接続ワイヤ５２および５４を介して電源 （第１図に大まかに示される）に接続されている。接続ワイヤ５２および５４は 、通常、熱電対素子４９および５０にハンダ付けされるが、他の取り付け手段を 用いることもできる。熱電対素子４８および５０の他端は、合わされて接合点５ ６を形成し、それが、電流の方向に応じてまた上に述べたペルティエ効果にもと づいて冷却または加熱される。第４および６図に示すように、この好ましい実施 形態にあっては、接合点５６は、プローブ４４の尖端から隔てられている。接合 点５６をプローブ尖端から隔てられた場所（すなわちプローブ４４の「傍」）に 配置することによって、プローブを脈動している心臓と接触して配置しまたその 位置に維持することが容易となる。 接合点５６の熱電冷却は、電源からワイヤ５２および５４を通って熱電対素子 ４８および５０へ電流が流れる時に起こる。電源の電圧を逆転させて電流の方向 が逆転すると、接合点５６は加熱される。したがって、電源の電圧と熱電対素子 を通る電流を制御することによって、接合点56の温度を効果的かつ迅速に制御し 調節することができる。 熱電対48および50を特定の方向に通る電流を誘起することによって接合点56の 冷却または加熱が得られるため、熱電対素子は、迅速かつ効果的に冷却および／ または加熱できる材料でつくられることがのぞましい。いくつかの異なる材料を 使用することができるが、熱電対素子は、テルル化ビスマス（Ｂｅ−Ｔｅ）を含 む合金でつくられることが好ましい。熱電対素子は、他の材料を含むようにする かあるいは（アメリカ合衆国特許第４８６０７４４号に記載されているようにし て）適当にドーピングすれば、Ｐ−型素子およびＮ−型素子を生成することがで きる。例えば、本発明にあっては、Ｐ−型素子は、テルル化アンチモン（Ｓｂ₂ Ｔｅ₃）７２％、テルル化ビスマス（Ｂｉ₂ Ｔｅ₃）２５％、およびテルル（Ｔｅ ）で過剰にドーピングしたセレン化アンチモン（Ｓｂ₂ Ｓｅ₃）３％を含むもの とすることができる。Ｎ−型素子は、（Ｂｉ₂ Ｔｅ₃）９０％、 （Ｓｂ₂ Ｓｅ₃）５％、および三ヨウ化アンチモン（ＳｂＩ₃）でドーピングした （Ｓｂ₂ Ｔｅ₃）５％を含むものとすることができる。 熱電対素子４８および５０を電源に接続するワイヤは、可撓性があり、電気抵 抗が低く、熱の輸送のために大きい表面積をもつものでなければならない。例え ば、イリノイ州シカゴのケリガン・ルイス・マニュファクチャリング社が市販し ているリッツ・ワイヤ（部品あるいは製品番号第２１０／４８号）を挙げること ができる。接合点５６は、好ましくは、熱電対素子４８および５０の端部を、融 点が高く、熱伝導率が高く、また電気伝導率も高い有機質生物融和性ハンダでハ ンダ付けすることが好ましい。このような有機質ハンダの例としては、イリノイ 州デスプレインズのケスター・ソルダー社が市販している部品あるいは製品番号 だい５Ｎ６０ＰＢ４０６６）を挙げることができる。 素子４８および５０の端部とキャリヤの間の隙間は、好ましくは熱伝導性エポ キシ５７で埋める。エポキシ５７は、プローブに滑らかな外表面が得られるよう に仕上げられる。エポキシは、また、熱電対の高温の端部から熱を引き出すのに 役立ち、したがって熱電対素子の冷たい端部をのぞましい温度に維持することに 役立つ。適当と考えられるエポキシとしては、マサチューセッツ州イーストンの レーズン・テクノロジー社製のオキシ・キャストを挙げることができる。 接合点５６の正確な温度制御は、電源を予め校正しておき、所与の電流によっ て得られる温度が正確にわかるようにすることによって行なうことができる。あ るいは、接合点５６の温度を実際にモニターすることもできる。本発明から逸脱 することなく、接合点５６の温度をモニターするために各種の装置を使用するこ とができる。図示の実施形態にあっては、接合点５６の温度は、ハンダ接合点５ ６に埋め込まれる温度センサー５８によって測定およびモニターすることができ る。温度センサー５８は、接合点５６から開口５３ａ、溝５１、および熱電対キ ャリヤ５７の近端中ぐり４７ｂを通り、カテーテル４０の本体を通って伸び、標 準温度モニター用表示素子（図示せず）に取り付けられる。この実施形態にあっ ては、温度センサー５８は、テフロンで断熱されて直径が約１．１ｍｍ（０．０ ０５インチ）の鉄／コンスタンタン材料でつくることができる。温度センサーの 長さは、当然のことながら、プローブおよびカテーテルの長さによって きまる。この種のセンサーとしては、コネチカット州スタンフォードのオメガ・ エンジニアリングが製品あるいは部品番号第５ＳＣ−ＴＴ−Ｊ−３６−７２号で 市販しているものが挙げられる。あるいは、接合点の温度をモニターするために 熱電対温度計を使用することもできる。プローブ４０の温度をモニターするさら に他の手段としては、ボストン・サイエンティフィック社に譲渡されたアメリカ 合衆国特許第４８６０７４４号および第５１２２１３７号に記載されているもの を使用することもできる。これらの特許文書は、参考資料として本出願に添付す る。 さらに、第４および６図に示すように、プローブ４４は、また、心臓組織の中 の電気信号をモニターするための互いに隔てられた電極６２および６４を含む。 心臓の中の電気信号をモニターすることによって、該電極は、心臓不整脈の場所 あるいは損傷を受けた心臓組織の場所の識別に役立つ。第４および５図に示す遠 端電極６２は、プローブ４４の尖端に配置されている。遠端電極は、ステンレス スチール（例、ＳＳ３１６）または他の適当な導電性および生物融和性をもつ材 料でつくられる。第４および６図に示す近端電極６４は、長さ約１．５ｍｍで、 やはり導電性および生物融和性をもつ材料でつくられる。遠端および近端電極６ ２および６４は、好ましくは接合点５６から等しい距離だけ隔てられている。 第４図に示すように、遠端電極６２は、ワイヤ６５によってＥＣＧなどのモニ ター装置３７（第１図には概要が示されている）に接続される。ワイヤは、遠端 電極６２にハンダ付けまたは他の方法で接続され、熱電対キャリヤ４７の通路４ ９を通って伸びている。近端電極６４も、また、ハンダ付けされたワイヤ（図示 せず）によってモニター装置３７に接続されている。遠端および近端電極をモニ ター装置３７に接続するワイヤは、直径が小さく電気抵抗が低い材料でつくられ る必要がある。本実施形態および他の実施形態に適すると思われるワイヤは、イ リノイ州シカゴのミッドウエスト・ワイヤ・スペシャリティーズ社が市販してい るポリイミド絶縁の銅ワイヤ３６ＡＷＧである。 次に第７図に移って、同図は、本発明の装置の他の実施形態を示す。第７図で は、とくに、（例えばマッピングによって）心臓の電気的活性を評価し、心臓不 整脈の発生源を識別し、また／または心臓不整脈を処置するなどの心臓に関係す る処置に用いることのできるカテーテル６６などの装置が示されている。カテー テル６６は、中空の本体部分を有し、例えばポリウレタンなどの適当な可撓性が あり生物融和性をもつ材料でつくられる。第７図からわかるように、カテーテル ６６は、近端部分６７および遠端部分６８を含む。遠端部分６８は、心臓組織と 接触するためのプローブ部分あるいは「プローブ」６９を含む。該プローブの方 向の制御は、すでに述べたように操縦ワイヤ７０によって行なわれる。 第１０図は、プローブ６９の概要図を示し、第８図は、プローブ６９のより詳 細な断面図を示す。第８図からわかるように、熱電対素子あるいは脚７２および ７４は、熱電対キャリヤ７６上に並列あるいは「横並び」に配置されている。第 １５図には、熱電対キャリヤ７６のより詳細な図を示す。第１５図からわかるよ うに、熱電対キャリヤ７６は、中空の本体部分７６ａ、および二つの薄くて細長 く互いに隔てられた支持部材７６ｂおよび７６ｃを含み、該支持部材は、互いに 隔てられた関係を保ちながら熱電対素子７２および７４の間で伸びて該熱電対素 子を支待している。第８図に戻って、ワイヤ７８および８０は、（例えばハンダ 付けによるなどして）熱電対素子７２および７４の近端に接続され、熱電対キャ リヤ７６の中空の本体部分を通りまた（第８図からわかるように）プローブ６９ の本体およびカテーテル６６を通って電源（第１図に概要を示す）まで伸びてい る。熱電対素子７２および７４の遠端は、遠端電極８２にハンダ付けされて熱電 対の素子の「接合点」を形成している。このようにして、熱電対素子７２および ７４に電圧を加えて熱電対素子７２および７４を通って電流が流れるようにする ことによって、遠端電極／接合点82を冷却または加熱することができる。 最初の実施形態に関連して上に述べたように、熱電対素子７２および７４は、 迅速かつ効率的に冷却できる材料（例、Ｂｅ−Ｔｅ）でつくらなければならない 。さらに、第３−６図の実施形態に関連して上に説明したように、熱電対素子は 、他の材料を含むかまたは適当にドーピングすることによって、Ｐ−型素子およ びＮ−型素子とすることができる。ワイヤＴ８および８０は、例えば上に述べた リッツ・ワイヤなどのように、可撓性があり、電気抵抗が低く、しかも熱の輸送 のために大きい表面積を有するものでなければならない。 熱電対素子７２、７４の近端と熱電対キャリヤの本体部分７６ａの間の隙間を 埋めてプローブ６９の外表面を滑らかで連続したものにするためには、上に述べ た種類の熱伝導性エポキシ８３を用いることができる。さらに、エポキシ８３は 、熱電対素子の端部から熱を引き出し、それによって素子７２および７４の他端 を低温に保つのに役立つ。 同じく第８図を参照して、温度センサー８４は、カテーテル本体６６を通りま た熱電対素子７２および７４の間でプローブ６９を通って伸びており、好ましく は熱電対素子７２および７４を伝導性を保って遠端電極８２に接続するために用 いられるハンダの中に埋め込まれている。 プローブ６９は、遠端電極／接合点８２に加えて近端電極８６を含む。遠端電 極８２と同様に、近端電極も、疾病に罹った心臓組織の場所を突き止めるのに役 立つ。近端電極は、また、例えば遠端電極／接合点８２の電極機能が取り付けら れている熱電対素子の伝導性によって悪影響を受けた場合など、該遠端電極／接 合点のバックアップとしても役立つ。最後に、遠端電極８６は、システムの接地 に用いることができる。 遠端電極／接合点８２および近端電極８６は、例えば（第１図に示す）モニタ ーに接続され、該モニターは、電極８２および８６によって検出された電気信号 の大きさを記録する。より具体的には、近端電極８６は、ワイヤ８８を介してモ ニターに接続されている。遠端電極／接合点８２は、ワイヤ７８および／または ８０を通りまたワイヤ７８および／または８０とモニター装置の間の電気接続を 確立する切り替え装置（図示せず）を介してモニターへ電気信号を伝送する。あ るいは、ワイヤ７８および／または８０は、電源から切り離してモニター装置へ 接続してもよい。最初に述べた実施形態と同様に、電極８２および８６は、電気 的に伝導性がありまた生物融和性をもつ材料でつくらなければならない。例えば 、この実施形態にあっては、遠端電極８２は、銀のキャップを有する。ワイヤ８ ８は、可撓性があり、直径が小さく、また抵抗が低くなければならない。 第１１−１２図は、本発明のとくにプローブのさらに他の実施形態を示す。例 えば、第１１図からわかるように、プローブ９０は、二組の熱電対素子を含み、 「二段階冷却法」を用いる。より具体的には、プローブ９０は、第一次の二つの 熱電対素子９２および９４の組（プローブ９０の遠端尖端部近くに配置される） および該素子９２および９４からは隔てられた第二次の二つの熱電対素子９６お よび９８の組を含む。両方の熱電対素子の組は、第８図に示す熱電対キャリヤと 同様な熱電対キャリヤ１００によって支持される。これらの熱電対素子は、上に 述べた素子と同じ材料でつくられ、また／またはドーピングされ、あるいは他の 材料と組み合わされてＰ−型およびＮ−型素子を構成する。 第一次および第二次の熱電対素子およびキャリヤ１００の間の隙間は、熱伝導 性エポキシ１０２を用いて埋めることができる。他の実施形態に関連してすでに 述べたように、エポキシ１０２も、熱電対素子９２および９４の近端から熱を引 き出してプローブ尖端の冷却能力を高めるようにする。すでに述べた実施形態の 場合と同様に、熱電対素子に電流を導入するため、熱電対素子は、ワイヤ１０４ 、１０６、１０８、１１０を介して電源（図示せず）に接続されている。ワイヤ １０４、１０６、１０８、１１０は、好ましくは上に述べた種類のリッツ・ワイ ヤで構成されるが、電気抵抗が低く熱の輸送のために大きい表面積をもつ任意の 可撓性ワイヤとすることができる。プローブ９０は、また、遠端電極（および接 合点）１１２および近端電極（図示せず）を含む。すでに述べたように、これら の電極は、モニターに接続され、心臓組織の電気信号の大きさが記録される。 プローブ９０の冷却は、熱電対素子９２および９４に電気的に接続され（ハン ダ付けされた）遠端電極／接合点１１２で行なわれる。第二次の熱電対素子の組 も、また、電気的伝導性を保って接続されて接合点１１２ａを形成する。プロー ブの冷却がのぞまれる場合には、熱電対素子９２、９４、９６、９８の遠端より 具体的には接合点１１２および１１２ａが冷却され、一方、脚９２および９４お よび脚９６および９８の近端は加熱される。脚９２および９４の近端から脚９２ および９４の遠端へは若干の熱の移転が生じるおそれがあり、遠端電極／接合点 １１２の完全な冷却は得られない場合がある。したがって、第二次の組の冷却さ れた接合点１１２ａが第一次の組の近端から熱を引き出して、脚９４および９４ の遠端における冷却能力を高める働きをする。あるいは、同じ原理によって、電 流を逆転させれば、脚９２および９４、とくに遠端電極／接合点１１２でより大 きい熱容量が得られる。遠端電極／接合点１１２の温度をモニターするためには 、上に述べたと同じ種類の温度センサー１１４が用いられる。温度センサーの一 端 は、熱電対素子９２および９４を遠端電極／接合点１１２に接続するためのハン ダの中に埋め込まれ、他端は温度モニター装置に接続するされる。 第１３図は、第１１−１２図に示した実施形態と同様な二段階冷却式プローブ の他の変形例を示す。第１３図に示す実施形態にあっては、第一次（遠位）熱電 対は、上に述べたように二つの熱電対素子を有する。第１３図は、第二次の熱電 対素子の組を通る横断面図であるが、同図からわかるように、第二次（近位）熱 電対は、二組の二つの熱電対素子１１３ａ、ｂ、ｃ、ｄを有する。通常、これら の熱電対素子は、第一次の組の熱電対より寸法が小さい。素子１１３ａは、一つ の接合点で素子１１３ｄに接続され（て一つの熱電対を形成し）、素子１１３ｂ および１１３ｃは第二の接合点で接続され（て第二の熱電対を形成す）る。第１ ３図のプローブは、他のすべての点では第１１−１２図のプローブ９０と同様で ある。 第１４図は、本発明の特にプローブのさらに他の一実施形態を示す。この実施 形態は、基本的には第４図に関連して説明したものと同じであるが、心臓組織を 切除または処置するために用いられる加熱自在な尖端部が配設されている。例え ば、第１４図で、熱電対素子１１６および１１８は、熱電対キャリヤ１２０内に 端から端まで伸びるように配置され、熱電対素子１１６と１１８の間に接合点１ ２２が形成されている。素子１１６および１１８は、ワイヤ１１８ｂおよび１１ ８ａを介して電源（第１図に概要を示すような）に接続されており、熱電対素子 に電圧が加えられ、素子１１６および１１８に電流が流れて接合点１２２を冷却 する。接合点１２２の温度は、温度センサー１２４によってモニターされる。た だし、加熱によって組織を切除することがのぞましい場合には、プローブの尖端 部１２６が加熱される。第１４図に示されるように、無線周波数または他の切除 エネルギーを導入するためのワイヤ１２８は、電源から遠端尖端部１２６まで伸 びている。他のすべての点で、用いられる材料は上に述べた材料と同じであり、 方法も同じである。 次に、例えば（マッピングによって）心臓の電気的活性を評価し、心臓不整脈 の電気生理的発生源を識別し、不整脈を処置するなど、心臓の電気生理学に関す る処置を行なうにあたって上に述べた装置を用いる方法に移って、カテーテル （１０、４０、６６）が経皮的に患者の体内に導入され、心臓１２ののぞむ部分 の近くへ進められる（第１図）。本発明は、カテーテルを患者の血管系統を通し て進める手段に限定されるものではない。例えば、カテーテルは、案内用または 位置ぎめ用カテーテルまたは外被を通して進めることもできるし、あるいは案内 ワイヤの上を通して進めることもできる。心臓内処置の場合には、案内ワイヤを 用いるよりは案内用または位置ぎめ用カテーテルを用いるほうが好ましいであろ う。患者の血管系統を通してカテーテルを進める公知の装置および方法に加えて 、１９９４年２月１６日出願で本出願の譲渡人に譲渡されたアメリカ合衆国出願 一連番号第０８／１９７１２２号に開示されているような新しい位置ぎめ用カテ ーテルを使用することもできる。 以下でより詳細に説明するように、カテーテルを患者の血管系統の中に十分に 進めた後、プローブ（１４、４４、６９、９０）は、心臓内部に導入されて第１ 図の概要を示すように心臓組織の組ぞむ部分に接触させられる。より具体的には 、プローブの接合点（２４、５６、８２、１１２、１２２）が組織のぞむ部分に 接触させられる。次に、熱電対素子に電流が流されて、（ペルティエ効果にもと づいて）接合点の温度が下げられ、それによって接触した心臓組織が冷却される 。心臓に対する冷却効果、より具体的には心臓の電気的活性に対する冷却効果は 、モニターすることができる。 プローブが接触する心臓組織ののぞむ部分は、医師が予め選ぶことができるし 、あるいは、プローブ上の電極（６２、６４、８２、８６）によって検出されＥ ＣＧ３７または他の装置に表示されるその部分の電気的活性の存在または不在に もとづいて決定することもできる。 本発明のさらに他の一側面にもとづけば、のぞむ部分内の電気的活性の場所は 、正確に求めることができる。 例えば、第３−６図の実施形態にあっては、接合点５６は、電極６２および６ ４の中間にある。電極６２および６４が受信して伝送する信号の大きさがほぼ等 しくない場合、それは、検出された電気的活性が該二つの電極の間にはないこと を示す。その場合には、信号の大きさがほぼ等しくなるまでプローブの位置を変 えてみる。近端および遠端の電極６４、６２が受信した信号の大きさが等しい ことは、組織ののぞむ部分が二つの電極６２および６４から等しい距離のところ にあり、理想的には、接合点５６（これも、すでに述べたように電極６２および ６４から等しい距離のところにある）の位置に対向していることを示す。のぞむ 場合には、心臓の電気的活性をモニターするために追加の電極を使用することも できる。 接合点を心臓組織ののぞむ部分に配置した後は、熱電対素子に電圧を加え、接 合点を冷却するために熱電対素子を通る電流を流し、冷却を行なう。接合点の温 度は、アメリカ合衆国特許請求の範囲第４８６０７４４号に記載されているよう に電流の流れる方向（ＰからＮへまたはＮからＰへ）によってきまる。同特許は 、参考資料として本出願に添付する。接合点が心臓組織と接触していると、心臓 の電気生理に及ぼす冷却の効果を該電極に接続されているモニター装置３７（第 １図）によって観察することができる。 本発明にあっては、接合点は、好ましくは、心臓組織に永久的な損傷をあたえ ることなく組織の特定の部分で心臓の電気的活性に影響を及ぼすために必要な温 度まで冷却される。ただし、接合点は、約−５０℃から３７℃の間の温度に冷却 することが好ましい。伝導速度に影響を及ぼすためには、通常、２７℃以下での 冷却が好ましい。例えば、プローブは、約−１５゜−３２℃の間に冷却すること ができる。実際、心臓の組織を少なくとも１０℃で冷却すると、心臓組織の電気 的活性に十分に影響をあたえまた／または抑制することができる。プローブ接合 点の温度いかんにかかわらず、接触した心臓組織の温度は、６℃以下に下げない ことがのぞましく、また約６゜−２７℃または１０゜−２０℃の間に維持するこ とがのぞましい。 接合点がそののぞましい温度まで冷却されたら、接合点の温度および心臓組織 内の電気的活性の発生源のおおよその深さに応じて、接合点と心臓組織の間の接 触を約１秒ないし１５分間維持する。電気生理的変化は、また、心臓の中のどこ で信号がモニターされるかにも依存する。プローブより具体的には接合点がとく に冷たいとき、例えば２０℃以下であるとき、および／または疑われる電気的フ ォーカスが心臓組織内の浅いところにあるときには、一般的に接触時間は比較的 短い。他方、接合点が約２７℃より低い温度に冷やされる場合には、組織内のか なりの深さにある電気信号のフォーカスに影響をあたえるために接触時間は数分 間必要である。いずれの場合にも、接合点は、心臓組織に永久的な損傷をあたえ ることなく電気的活性に影響を及ぼすのに必要な程度だけ冷却することが好まし い。本発明の重要な効果は、それによって、医師が、プローブ尖端部の温度を正 確かつ即時に制御し、それによって心臓組織への不必要な損傷の危険を低減でき ることにある。 上に述べたステップに続く個々のステップは、処置の目的に応じて異なってく る。処置の目的が心臓の電気的活性を識別するあるいは「マッピング」すること である場合には、プローブを心臓の異なる場所に配置し直し、心臓組織の一部分 をプローブの接合点と接触させて該接合点を冷却しモニターするステップを繰り 返すことになる。 処置の目的が心臓不整脈の電気生理的発生源を識別することである場合には、 不整脈の発生源の場所が突き止められるまでやはり上のステップを行なうことに なる。接合点を冷却して、不整脈の電気生理的発生源の場所が突き止められてい ないことが判別したときには、電流を流すのを止めて組織が自身で暖まるように するか、または例えば電流を逆流させて（ペルティエ効果にもとづいて）プロー ブで心臓組織を暖めることによって心臓組織を正常な温度に戻す。次に、おそら くはプローブを再配置して、新しい場所で上の接触と冷却のステップを繰り返す ことになる。 不整脈の発生源の場所が突き止められ、また目的が心臓不整脈の処置である場 合には、プローブをさらに冷却するかあるいは励起しまたは加熱する（第１４図 の接合点２４、５６、８２、１１２または尖端部１２６で）。より具体的には、 プローブを冷却、冷気、または加熱して、不整脈の発生源であると考えられる心 臓組織の部分を処置または切除し、異常な電気信号を永久的に遮断することにな る。 上に述べた装置によって得られる正確は温度制御は、不整脈の診断および処置 にはとくに効果がある。例えば、接合点の冷却の間に不整脈信号の場所がまだ突 き止められていないことが判別した場合には、例えば電流を流すのを止めるかま たは電流を逆転させて接合点を加熱するなどして接合点の冷却を迅速に止めるこ とができる。他方、不整脈信号の場所が実際に突き止められたことが判別した場 合には、プローブ（および具体的には接合点）を好ましくは無線周波数（ＲＦ） エネルギーで即時に加熱することができる。無線周波数エネルギーは、ペルティ エ加熱を行なうのに用いたと同じ電源をＲＦ波を生成するように補正して導入す ることができる。あるいは、ＲＦ波をとくに生成するための別の電源を使用する こともできる。電源のいかんにかかわらず、ＲＦ波は、ワイヤ（例、第４図の５ ２および５４、これらは異なる電源に接続することができる）を通って熱電対素 子へ伝送される。あるいは、やはりペルティエ冷却または加熱、電気加熱、また はマイクロ波エネルギーを用いて不整脈の発生源の組織部分を切除するかまたは その他の処置を行なうこともできる。効果的に切除を行なうためには、約１秒な いし１５分間、励起された接合点（または第１４図の尖端部１２６）と心臓組織 との接触を保持して永久的処置を行なうことが好ましい。 上に述べたように、本発明は、プローブの接合点を冷却するためにペルティエ 効果を用い、また別個のエネルギー源から接合点へ無線周波数（ＲＦ）の波また はマイクロ波エネルギーをあたえて切除を行なう他の実施形態を含むものである 。これらの実施形態にあっては、ペルティエ効果にもとづいて電流を流すことに よってプローブ接合点を冷却し、該プローブが上に述べたように心臓の電気生理 の「マッピング」のために用いることができる構成がとられる。（別個のエネル ギー源から接合点までのエネルギーの供給によって）切除が行なわれる間、ペル ティエ効果にもとづく電流が流し続けられ、接合点を冷却し、あるいはより具体 的には切除の間の接合点の温度制御を助ける。以下では、これらの実施形態をよ り詳細に説明する。これらの実施形態の説明にあたっては、とくに断らない限り 、カテーテルおよびおプローブの構成部分、材料、寸法、および使用方法は、上 に述べた構成部分、材料、寸法、および使用方法と同一または同様である。 第１８−２１図は、このような一実施形態を示す。第１９図に詳細に示される ように、プローブ２００は、カテーテルのポリウレタン本体２０４に取り付けら れたキャリヤ２０２を含む。熱電対（ペルティエ）素子２０６および２０８は、 互いにハンダ付けされ、プローブの遠端尖端部で接合点２１０を形成している。 熱電対素子２０６および２０８の近端は、例えばハンダ付けによって電気的にま た熱伝導性を保ってヒートシンク２１２に接続されている。ヒートシンクは、そ れぞれの近端でワイヤ２１４に接続されている。ワイヤ２１４は、ペルティエ効 果にもとづいてプローブヘ電流を送り込むための電源（図示せず）に接続されて いる。 接合点２１０は、ワイヤ２１６を介して無線周波数（「ＲＦ」）エネルギー発 生装置またはマイクロ波エネルギー源などのエネルギー源に個別に接続されてい る。また、接合点２１０は、接合点２１０の温度をモニターするためのプローブ ２００およびカテーテル本体２０４を通ってモニター装置まで延びる温度センサ ー２１８に接続することもできる。（本出願のすべての実施形態と同様に、各種 接続ワイヤは、絶縁されて電流を包み込み、熱電対素子の近くで生成される熱の 量を減らすようにすることが好ましい。ただし、これは、該素子の冷却能力を弱 めるおそれがある。） さきに述べた実施形態の場合と同様に、熱伝導性エポキシ２２４を用いてキャ リヤ２０２内の隙間を埋めることができる。また、ここに述べる実施形態では、 そのいずれもがプローブを覆うための電気的に絶縁性のポリマー・ジャケットま たはコーティング（図示せず）を含むものとすることができる。ポリマー・ジャ ケットは、プローブ内の構成要素を絶縁し、患者を保護して重金属を含むあるい は生物融和性のないハンダにさらされるることがないようにし、またプローブの 構成要素を所定の位置に保持するのに役立つ。ポリマー・ジャケットは、ポリエ ステルのヒートシンク管の薄い層、あるいはエポキシなど他の電気的絶縁性のポ リマー材料その他の材料の薄いコーティングとすることができる。 ポールリング状の電極２２０および２２１は、プローブ２００に添って互いに 隔てられており、心臓の電気的活性をモニターする。各ポールリング２２０は、 個別のワイヤ２２２に接続され、該ワイヤは、キャリヤ内のポールリングに隣接 する開口２２３およびポリマー・ジャケットの開口を通ってポールリングに接続 されている。ワイヤ２２２は、プローブおよびカテーテル本体を通って、心臓の 活動をモニターし、表示し、記録するために用いられるＥＧＣ装置まで延びてい る。第１９図に示されるように、ポールリングは、プローブ（２２０）の外表面 上に配置することもできるし、あるいはプローブおよび／またはカテーテル本体 （２２１）内の凹んだ環状溝内に配置することもできる。ポールリング２２０お よび／または２２１が凹んだ環状溝内に配置される場合には、該ポールリングが 熱電対素子２０６および２０８の中で凹んでいないことが好ましい。例えば、ポ ールリングのために環状溝を配設する目的で熱電対素子に切込みを付けると、電 流が代わりの通路を見つけて環状溝によってつくられた隙間を迂回し、冷却の効 率を悪くするおそれがある。また、ポールリング２２０および／または２２１は 、心臓組織に接触するために露出しており、ポリマー・ジャケット２２６に覆わ れていないことを理解する必要がある。近位のポールリング２２１は、システム を設置するために用いることもできる。 好ましくは、プローブ２００は、少なくとも３つの電極（ポールリング２２０ および２２１および接合点２１０）を含む。ただし、プローブ２００は、必要な だけのまたプローブに収容できるだけの数の電極を含むものとすることができる 。また、カテーテル本体の遠端部分またはその近くなどの他の場所に追加のポー ルリングまたは電極を配置することもできる。ポールリングは、長さ約１．５ｍ ｍで、互いに約２ないし５または２ないし１０ｍｍ隔てられている。ポールリン グまたは電極２２０および／または２２１は、心臓内で電気信号を伝えることの できる任意の生物融和性材料でつくることができる。ただし、電極またはポール リングは、ステンレススチールまたはプラチナ・イリジウムでつくることが好ま しい。上に述べたポールリングまたは電極は、本明細書に記載されているすべて の実施形態で使用することができる。 例えば第１１図に図示した第二次熱電対素子と同様、ヒートシンク２１２は、 接合点２１０に接続された熱電対素子から熱を引き出す。ヒートシンクは、熱電 対素子から熱を引き出すのに適した任意の寸法とすることができる。ただし、ヒ ートシンク２１２が少なくとも熱電対素子と同じ大きさの場合には熱の抽出がよ り効果的かつ効率的に行なわれることが明らかにされている。ヒートシンク２１ ２の幅および厚さは、熱電対素子の幅および厚さと同じにして、熱電対素子から の熱が該熱電対素子から効率よく引き出されるようにしなければならない。さら に、熱電対素子とヒートシンクの幅を均一にすると、カテーテルの直径も均一に することができる。ヒートシンクは、適当な長さにすることができるが、熱 の抽出をより効率的に行なうためには、ヒートシンクは、通常、それが取り付け られあるいは接続される熱電対素子と同じ長さかそれより長くしなければならな い。 例えば、熱電対素子の長さが４ミリメートルの場合には、ヒートシンクは、約 ８ミリメートル（すなわち熱電対素子の約２倍の長さ）にすることが好ましい。 ただし、熱電対素子の長さは、プローブおよびカテーテルの遠端部分の可撓性を 弱めるほど長くしてはならない。したがって、ヒートシンクの長さは、遠位のプ ローブの可撓性を弱めることなくペルティエ素子から効率的に熱を引き出すため に必要な長さとすることが好ましい。ヒートシンク２１２は、銀または近など熱 および電気の伝導性の高い材料でつくることが必要である。 熱電対素子から熱を引き出しまたその結果マッピングの間接合点を十分低温に 保持することによって、上に述べたヒートシンクは、熱電対素子のみを用いた従 来の方法では達成することのできなかった高い冷却効果をもたらすことができる 。実際、ヒートシンクを熱電対素子に接続することによって、プローブの遠端尖 端部に沿った接合点での温度をさらに約１２−２０℃下げられることが（すなわ ち、熱電対素子によって得られる冷却効果に加えて）明らかにされている。 本発明にもとづけば、プローブの遠端尖端部は、心臓組織と接触するための表 面積を増やすように修正できる。このようにして増やされた表面積によってマッ ピングの間に心臓組織内で発生した電気信号の読取りをより容易に行なうことが でき、また切除にあたってより大きい面積の組織を処置できるようになる。組織 と接触する表面積がより大きくなることは、組織に対してプローブ尖端部を正確 に配置することが、より小さい場合に比して決定的に重要ではなくなることを意 味する。例えば、第２２−２４図に示すように、プローブ２００、より具体的に はプローブの遠端尖端部は、接合点２１０を覆い（接合点が遠端または遠端尖端 部にあるときに）また熱電対素子２０６および２０８の一部分の上まで伸びるキ ャップ２３０を含むものとすることができる。キャップ２３０は、例えば銀など の熱および電気的に伝導性のある材料でつくることができ、またプローブの遠端 尖端部にハンダ付けすることができる。 あるいは、プローブの遠端尖端部は、 （上に述べた理由で）より大きい表面積を得るために遠端部分で角度を付けるこ ともできる。第２５−２７図に示すように、熱電対素子には角度が付けられてお り、ハンダ付けされた接合点２１０は、この角度を付けられた尖端部の上に形成 されている。ハンダ付けされた接合点２１０は、第２５図に示すように球根状に 丸みを付けることもでき、あるいはほぼ平坦にすることもできる。 第２８−２９図は、プローブの他の一実施形態を示す。第４および１４図に示 す実施形態と同様に、接合点２１０は、プローブ２００の「傍」に添って配置さ れている。第４図に関連して説明したように、（第２８−３１図に示すように） 接合点をプローブの「傍」に配置することによって、プローブを脈動する心臓と 接触するように配置して接触を維持することがより容易となる。接合点２１０は 、熱電対素子２０６および２０８の端部をハンダ付けすることによって形成され る。熱電対素子２０６および２０８の他の端部は、伝導性を保ってヒートシンク ２１２に接続されている。ヒートシンク２１２は、ワイヤ２１４を介してペルテ ィエ電流を供給するエネルギー源に接続されている。熱電対素子２０６および２ ０８、接合点２１０、およびヒートシンク２１２は、プローブをカテーテル本体 ２０４に取り付けるために用いられるキャリヤ２０２内に収容される。キャリヤ とプローブ２００の他の部品の間の隙間は、熱伝導性エポキシ２２４を用いて埋 めることができる。 第２９図にあっては、接合点２１０は、（接合点の温度を測定するための）温 度センサー・ワイヤ２１８および切除のために接合点にＲＦ、マイクロ波、また は他のエネルギーを供給する別個のエネルギー源に接続されたワイヤ２１６に接 続されている。したがって、第２９図の実施形態にあっては、（切除のための） 冷却および加熱は接合点２１−０で起こり、ヒートシンク２１２は、上に述べた ようにしてヒートシンクに最も近い熱電対素子２０６および２０８の端部から熱 を引き出す。 第２８図にあっては、接合点２１０は、冷却のみとさらに遠端キャップ２２６ で行なわれる切除のための加熱に用いられる。遠端キャップ２２６（これは、任 意の伝導性があり生物融和性のある材料でつくることができる）は、別個のエネ ルギー（ＲＦ、マイクロ波等）源に接続されたワイヤ２１６に接続されている。 この実施形態にあっては、ヒートシンク２１２は、遠端キャップ２２６からも熱 を引き出す。 第３０および３１図は、ヒートシンク２１２が熱電対素子２０６および２０８ の「傍」に添って配置されたプローブ２００のさらに他の実施形態を示す。第３ ０図に示されるように、熱電対素子２０６および２０８は、端部でハンダ付けに よって接合されて接合点２１０を形成する。対向する端部では、熱電対素子２０ ６および２０８は、ワイヤ２３４によってヒートシンク２１２に接続されている 。第３０図に示されるように、ヒートシンク２１２は、熱電対素子２０６および ２０８に添ってまたそれらに平行に配置されている。ヒートシンク２１２は、ワ イヤ２１４によって、上に述べたヒートシンクおよび熱電対素子にペルティエ電 流を供給するためのエネルギー源（図示せず）に接続されている。 第３０図に示されるプローブ２００は、また、ワイヤ２３６を介してＥＣＧ装 置に接続された遠端電極（キャップ）２２６を含む。この実施形態および第２８ −２９および３１図の実施形態にあっては、追加の電極（図示せず）をプローブ またはカテーテル本体に添って互いに隔てて配置することができる。 熱電対素子２０６および２０８、接合点２１０）およびヒートシンクは、キャ リヤ２０４内に配置される。キャリヤ２０４は、上に述べたワイヤがプローブ２ ００を通って伸びるための通路２３８を含む． 接合点２００は、ワイヤ２１６を介して別個のエネルギー源に、また温度セン サー・ワイヤ２１８に接続される。第３０図に示される接合点２００は、上に述 べた別個のエネルギー源によってペルティエ効果にもとづいて冷却することもあ るいは（切除のために）加熱することもできる。ヒートシンク２１２は、接合点 でより強力な冷却を行ないまた切除の間接合点の温度を制御することに役立つ。 第３０図に示す接合点と異なり、第３１図に示す接合点は、別個のエネルギー 源に接続されていない。第３１図にあっては（第２８図と同様に）、遠端電極（ キャップ）２２６が、ワイヤ２３６を介して別個のエネルギー源に接続されて切 除に用いられ、また、遠端電極２２６で発生した若干の熱が最遠位のヒートシン ク２１２によって引き出される。 他のすべての点では、第３１図に示すプローブは、上に述べた第３０図のプロ ーブと同じように機能する。 すでに述べた実施形態と同様に、第１８−３１図に示すプローブは、心臓の電 気生理をマッピングするためにまた切除によって電気生理的障害（例、不整脈） の発生源を処置するために使用することができる。本発明の方法にもとづけば、 エネルギー源からヒートシンク２１２および熱電対素子２０６および２０８を通 ってペルティエ電流を流すことによって接合点２１０が冷却される。上に述べた ように、接合点２１０が心臓組織と接触しているときの冷却効果によって、心臓 を通って移動する電気パルスが変化する。これによって、使用者は、上に述べた ようにして心臓の「マッピング」を行ない、電気生理的障害の場所を判別するこ とができる。電気生理的障害の発生源の場所を突き止めることができれば、別個 のエネルギー源から接合点２１０にエネルギーをあたえて接合点を励起し、それ によって電気生理的障害の原因となっている心臓組織の部分を切除することが可 能となる。（切除のエネルギーも、上に述べたペルティエ効果にもとづいて熱電 対素子によって供給されることを理解されたい。） あたえられるエネルギーが無線周波数の波、マイクロ波、あるいは他の種類の 波のいずれであっても、そのエネルギー（および接合点と組織の間の接触点で生 成される抵抗）によって接合点２１０での温度上昇が生じる。接合点での最大エ ネルギーは、効果的に切除を行なう（すなわち、より切除）ためのエネルギーに 等しいことがのぞましいが、過度の加熱は避けなければならない。接合点が過度 に加熱され、その結果として心臓組織が暖められると、接合点と組織の接触点で クロットが生じて凝血が起こるおそれがある。血液のクロットの形成および凝血 は、さらに、電気的インピーダンスを生じて切除エネルギーである電流の流れを 妨げ、遠端尖端部でさらにのぞましくない熱が生成される結果となる。通常、イ ンピーダンスの上昇は、約６０℃の温度で始まる。したがって、接合点で発生し た熱は、心臓組織の中に進入しまた必要ならばより深い切除を行なうためにプロ ーブによって生成されるエネルギーの能力を犠牲にせずに制御しなければならな い。 ＲＦ、マイクロ波、または他のエネルギー源によって接合点にあたえられるエ ネルギーを減少させることによって、接合点の温度を制御しまたインピーダンス の上昇を防ぐことができる。あるいは、接合点は、心臓生成との接触点でカテー テルの中に含塩溶液を導入することによって冷却することもできる。本発明にも とづけば、カテーテルのプローブが上に述べたような第二次熱電対素子またはヒ ートシンクを含む場合には、接合点に接続された熱電対素子から熱を抽出するこ とによって切除を行なう接合点の温度をのぞむ範囲内に維持することができる。 より具体的には、切除のためのエネルギーが例えば別個のエネルギー源から接 合点へ連続的に供給される間、該接合点に伝導性を保って接続されたペルティエ 素子を通る電流を連続して導入することによって接合点の冷却が同時に行なわれ る。このペルティエ電流によって、熱電対素子の遠端の冷却が可能となり、した がって加熱された接合点２１０の冷却が可能となる。上に述べたように、ペルテ ィエ素子の遠端が冷却されると、ペルティエ素子の近端での熱量が増大する。熱 電対素子の近端で発生した熱は、ヒートシンク２１２（または第１１お１３図に 示す第二次熱電対素子）によって抽出され、熱電対素子は冷却された状態に保た れ、その結果接合点２１０はのぞましい温度の範囲内に保たれる。もちろん、熱 電対素子が必要以上に冷却されないようにペルティエ電流も制御することができ る。 本発明で用いられる接合点の冷却のための方法および装置は、接合点の温度を 調節するための従来の方法および装置より効率の高いものである。例えば、接合 点に供給される切除のエネルギーの量を制御することによって接合点の温度を調 節するためには、組織の奥深く進入するためには必要な大量のエネルギーが必要 であることから接合点の温度が上昇して例えば６０℃以上に近づいたようなとき にはエネルギー源を切ることが必要になる。このようなことが起こると、切除処 置全体に要する時間がさらに長くなる。含塩水をあたえるのは、プローブ尖端部 の冷却には役立つが、含塩水がカテーテルを通って移動するのにしたがってその 温度も上昇し、プローブの遠端尖端部に達するときにはもはやのぞましい程度に 冷却さていなくなるため、それほど効率的な方法ではない。さらに、含塩水をカ テーテルに供給する場合には、含塩水でカテーテルを効果的に洗い流すために高 圧が必要となる。加えられる高圧は、カテーテルを硬化させ、さらにはそれを動 かして、接合点をのぞむ場所からずらすおそれがある。含塩水が遠端尖端部と組 織の間の接触点へ直接導入される構成のシステムも、心臓に液体を加えることは 避けるべきであるとの理由からのぞましいものではない。 要するに、本発明にもとづけば、心臓の電気的活性をマッピング等によって評 価し、不整脈の電気生理的発生源を識別し、またのぞむ場合には不整脈の原因で あると疑われる心臓組織の特定の区域を切除するためにペルティエ効果を利用す ることができる。あるいは、不整脈または他の心臓障害の電気生理的発生源のマ ッピングおよび識別のためにペルティエ効果を利用し、心臓組織の切除または他 の処置のためには別個のエネルギー源（例、ＲＦ、マイクロ波）を利用すること もできる。これによって、医師は、不整脈の発生源の識別とその処置の両方に同 じプローブを用いることができ、患者の身体からカテーテルを除去することなく 一回処置でマッピングと切除の両方を行なうことができる。 以上、本発明を好ましい実施形態および他の変形例に関して説明したが、本発 明の範囲から逸脱することなくさまざまな修正が可能であり、またそのあるもの は以上の説明から直ちに明らかであるが、若干の研究によって明かとなるものも あろう。本発明の範囲は、好ましい実施形態の詳細な説明によって限定されるも のではなく、添付の請求の範囲によって画定されるものである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジョンソン チェリール アール アメリカ合衆国 ジョージア州 30338 ダンウッディ ヴィレッジ スプリングス ラン 4420

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 1. 心臓の処置に用いるための装置において、近端部分および遠端部分を有する 細長い本体を含み、前記遠端部分は、 前記遠端部分内に配置された少なくとも二つの熱電対素子であって、その各 々が第一の端部および第二の端部を有する熱電対素子、 ただし、前記熱電対素子は、前記第一の端部で接合点に伝導性を保って接続 されており、また、 少なくとも一つの熱電対素子の第二の端部に伝導性を保って接続されたヒー トシンク、を有し、 前記熱電対素子にはペルティエ効果にもとづいて電圧が加えられ、前記ヒー トシンクは前記接合点の温度に影響をあたえる、装置。 2. 前記熱電対素子の前記第二の端部は、前記ヒートシンクに伝導性を保って接 続されている請求の範囲１に記載の装置。 3. 前記接合点は、前記接合点を加熱するためのエネルギー源に伝導性を保って 接続されている請求の範囲１に記載の装置。 4. 前記エネルギ一源は、前記接合点に無線周波数エネルギーを供給する請求項 ３に記載の装置。 5.前記接合点に伝導性を保って接続されまたその上方に配置された遠端キャップ を有する請求の範囲１に記載の装置。 6. 前記遠端部分に添って互いに隔てられた少なくとも二つのポールリングを有 する請求の範囲１に記載の装置。 7. ポールリングは、前記接合点から近位に互いに隔てられている請求の範囲６ に記載の装置。 8. 前記ポールリングの一つは、前記接合点から遠位に隔てられている請求の範 囲６に記載の装置。 9. 前記遠端部分は、角度の付いた遠端尖端部を有する請求の範囲１に記載の装 置。 10．さらに、前記熱電対素子および前記ヒートシンクを前記遠端部分内で支持す るための取り付け具を有する請求の範囲１に記載の装置。 11．心臓の電気生理的障害を処置するための方法において、 起電電位の異なる素子を有する装置を心臓の内部へ導入すること、ただし、 前記素子は、接合点で伝導性を保って接続されている、 選ばれた場所で心臓の内部を接合点と接触させること、 前記素子に電流を通してペルティエ効果にもとづいて接合点の温度を下げ、 それによって心臓組織を損傷することなく収縮した心臓組織を冷却すること、 心臓経の冷却の効果をモニターして不整脈の発生源の場所が突き止められたか どうかを判別すること、および、 心臓組織を処置して、別個のエネルギー源から前記接合点へ熱エネルギーを 導入することによって前記電気生理的障害の発生源をほぼ永久的に遮断し、それ によって前記素子にペルティエ効果にもとづいて電流を通し続けながら前記発生 源を切除すること、を含む方法。 12．前記接合点の温度は、６０℃を越えない請求の範囲１１に記載の方法。 13．前記心臓組織の処置前の前記接合点の温度は、６ないし１５℃の間である請 求の範囲１１に記載の方法。