JP2000504242A - 体の組織を電気的に分析し加熱するための多機能電極構造体 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 身体組織に接するように外壁を有する多機能構造体を配置するシステムおよび方法である。この構造体は外壁によって担持された導電性セグメントの列を含む。この電極セグメントには導電ネットワークが結合され、各電極セグメントには少なくとも１つの導電路を含む。上記ネットワークが電位差、抵抗率、インピーダンスのような組織の局部的電気値を独立して各電極セグメントが感知する条件での第１のモードで上記システム及び方法は作動する。また、上記システム及び方法は上記電極セグメントが感知する電気値の少なくとも一部を基準として、少なくとも２つの電極セグメントを結合して同時に電気エネルギーを送り、身体組織の１領域を加熱又は融除する条件の第２モードで作動する。

Description

【発明の詳細な説明】 体の組織を電気的に分析し加熱するための多機能電極構造体 関連出願 この出願は１９９３年７月３０日に出願された「心臓に導入する間に扁平形態 をとる大表面積心臓切除カテーテル」と題する出願中の米国出願第０８／０９９ ，９９４号の一部継続出願である。この米国出願第０８／０９９，９９４号はそ れ自体、１９９２年９月２５日に出願された「心臓マッピング及び切除システム 」と題する出願中の米国出願第０７／９５１，７２８号の一部継続出願である。 発明の分野 この発明は一般に体の内部で配置される電極構造体に関する。より詳細には、 この発明は心臓の状態の診断及び処置のために心臓に配置することができる電極 構造体に関する。 発明の背景 医師は心臓組織における電気インパルスの伝搬を調べ、異常な導電経路の場所 を探し当てる。異常な導電経路は特別な生命を脅かすパターン、いわゆる律動異 常で構成される。これらの経路を分析するために使用される技術は普通、「マッ ピング」と呼ばれ、心臓組織内の病巣と呼ばれる領域（この領域は律動異常を治 療するために切除される）を特定する。 従来の心臓組織マッピング技術では、心外膜の心臓組織に接して配置された複 数の電極が使用されて複数のエレクトログラムが得られる。デジタル信号処理ア ルゴリズムによりエレクトログラムの形態は等時性表示に変換される。これによ り時間に関する心臓組織内の電気インパルスの伝搬が描かれる。これらの従来の マッピング技術では、電極を心臓の心外膜表面上に配置するために観血的な心臓 切開外科手術技術が必要である。 更に、心臓組織における局所的な電気的事象を検出するために使用される従来 の心外膜のエレクトログラム処理技術ではしばしば、複数の形態を有するエレク トログラムの説明ができない。そのようなエレクトグラムは例えば、心室性頻拍 （ＶＴ）を患う心臓のマッピングを行う場合に遭遇する。このため及び他の理由 により、現在の複数電極マッピング技術では、一貫して高く正確な病巣同定率（ ＣＩＲ）が達成できない。 研究員は心臓組織の電気抵抗率の心外膜測定を行った。これらの研究から、梗 塞心臓組織の電気抵抗率は健康な心臓組織の電気抵抗率の約２分の１であること が示唆される。彼らの研究により、梗塞組織と健康組織との間のボーダーゾーン を占める虚血組織の電気抵抗率は健康な心臓組織の電気抵抗率の約３分の２であ ることも示唆される。例えば、ファラート（Fallert）らの「羊の虚血性心臓の 心筋電気インピーダンスマッピングと動脈瘤の治療」（循環（Circulation）、V ol．87，No．1，１９９３年１月、１９９―２０７）を参照のこと。 パネスク（Panescu）の米国特許第５，４８７，３９１号及びパネスクらの米 国特許第５，４８５，８４９号では、この観察された生理学上の現象は、効果的 な、非―侵入的な測定技術と結合させると、従来のマッピング技術よりもＣＩＲ が良好な心臓マッピングシステム及び手順が得られることが証明されている。パ ネスクの特許’３９１号及び’８４９号では複数の電極構造及び信号処理法が使 用され、相対的に非―侵入的な様式で、心臓組織の形態が迅速、かつ正確に調べ られる。パネスクの特許’３９１号及び’８４９号において開示されているシス テム及び方法は、選択した対の電極間に存在する心臓組織の一部位を通して電流 を伝導させるものであって、各対の電極の少なくとも１つは心臓内に配置されて いる。これらの電流伝導に基づき、このシステム及び方法は電極対間に存在する 組織の電気特性を導き出す。この電気特性（「Ｅ―特性」と呼ばれる）は直接、 組織形態に関連させることができる。低い相対Ｅ―特性は梗塞心臓組織を示し、 高い相対Ｅ―特性は健康な心臓組織を示す。中間のＥ―特性値は梗塞組織と健康 組織の間の虚血性組織のボーダーを示す。 心臓の不整脈の治療にも、治療する不整脈の特別な生理学に応じて、多様な異 なる構造および特性を有する組織損傷を作り出すことができる電極が必要である 。 例えば、従来の直径８Ｆ、長さ４ｍｍの心臓切除電極では心筋組織に深さ約０ ．５ｃｍ、幅約１０ｍｍ、損傷体積が０．２ｃｍ³までの損傷を作り出す高周波 エネルギーを伝導させることができる。これらの小さく浅い損傷は洞節の改良の ための洞節において、あるいは様々な副経路切除のためのＡ―Ｖ溝に沿って、あ るいは心房痙攣のための三尖峡部の遅いゾーンに沿って、あるいはＡＶ結節の遅 い経 路切除においては望ましい。 しかしながら、心室の頻拍（ＶＴ）基質を除去するには更に大きく深く、浸透 深さが１．５ｃｍを超え、幅が２．０ｃｍを超え、損傷体積が少なくとも１ｃｍ³ である損傷が必要であると思われる。 比較体表面積が大きく深さが浅い損傷を作り出す必要性もある。 多様な損傷特性を作り出すための解決策の１つは、異なる型の切除エネルギー を使用することである。しかしながら、マイクロ波、レーザー、超音波、化学切 除を取り巻く技術についてはこの目的に対したいして試験がなされていない。 ＤＣまたは高周波切除エネルギーの伝導と共に活性冷却を用いると、電極―組 織界面の温度を強制的に減少させることができることは周知である。その結果、 組織の最も熱くなっている部位を組織のより深いところとに移すことができ、ひ いては組織をより深く切除することにより生きることができなくなった組織の境 界を移すことができる。活性冷却された電極を使用すると、活性冷却されていな い同じ電極に比べより多くの切除エネルギーを組織に伝導することができる。し かしながら、最大組織温度を安全に約１００℃未満に維持するために、活性冷却 の制御が必要である。約１００℃で、組織の乾燥及び組織の沸騰が起きることが 知られている。 表面領域及び／または深い領域のいずれかにおいてより大きな損傷を作るため の他の解決策としては、市販のものよりも実質的に大きな電極を使用することで ある。しかしながら、電極を大きくすること自体、サイズ及び操作性の問題を提 起する。それは、静脈または動脈を通して心臓に大きな電極を導入する際の安全 性及び簡便性に不利に働く。 心臓組織中の電気インパルスの伝搬を調べると共に、異なる形状および特性の 損傷を作ることができる多目的心臓切除電極が必要である。多目的電極は、心臓 内に安全にかつ容易に導入できるように必要な可撓性と操作性を有する。いった ん心臓の内側に配置されると、これらの電極は心臓組織をマップし、必要な治療 に応じて、大きく深い損傷あるいは小さくて浅い損傷あるいは大きく浅い損傷の いずれかを制御した様式で作るのに十分なエネルギーを放射することができる。 発明の概要 本発明の１つの観点では身体組織に関連して使用する多機能システム及び方法 を提供する。このシステム及び方法は、組織に接するように適合させた外壁を含 む構造を使用する。この外壁は一列の電気導電性電極セグメントを有している。 電気導電性ネットワークを電極セグメントと結合させる。電気導電性ネットワー クは少なくとも１つの電気導電経路を含み、それぞれ個々の電極セグメントに結 合される。制御装置が電気導電性ネットワークに結合される。制御装置が第１の モードで作動する間、ネットワークの電気的状態は各電極セグメントで組織内の 局所的な電気事象、例えば、電気電位、抵抗率またはインピーダンス、をそれぞ れ感知するように設定される。制御装置が第２のモードで作動する間、ネットワ ークの電気的状態は、少なくとも部分的には電極セグメントにより感知した局所 的な電気事象に基づき、少なくとも２つの電極セグメントを結合させて同時に電 気エネルギーを伝達させ身体組織の１部位に生理学的効果を与える、例えば、組 織部位を加熱または切除する、ように設定される。 本発明の他の観点によれば、制御装置が第１のモードで電極セグメントの列と 共に作動する間、ネットワークの電気的状態は、身体組織に局所的な生理学的効 果を作り出す、例えば電気的に局所組織を刺激する電気エネルギーを各電極セグ メントを介してそれぞれ伝達させるように設定される。制御装置が更に第２のモ ードで作動する間、ネットワークの電気的状態は、少なくとも２つの電極セグメ ントを共に結合させて、身体組織に局所的な生理学的効果を作り出す、例えば組 織部位を加熱または切除する電気エネルギーを同時に伝導させるように設定され る。 本発明の他の観点によれば、心臓組織の歩調取りのためのシステム及び方法が 提供される。このシステムおよび方法は、心臓組織に接するように適合させた外 壁を含む構造体を使用する。外壁は選択的に第１の最大直径を有する膨張形態と 、第１の最大直径よりも小さい第２の最大直径を有する収縮形態とをとる。外壁 は電気導電性電極を有する。電気導電性ネットワークは電極と結合されると共に 、各電極にそれぞれ結合された少なくとも１つの電気導電性経路を有する。本発 明のこの観点によれば、制御装置は電気導電性ネットワークに結合される。制御 装置が第１のモードで作動している間、ネットワークの電気的状態は、電極を通 して電気エネルギーが伝導され心臓組織の歩調取りを行うように設定される。制 御装置が更に第２のモードで作動している間、ネットワークの電気的状態は、電 極 を介して電気的事象を感知するように設定される。 本発明の他の特徴及び利点は以下の説明及び図面、更に添付の請求の範囲にお いて示す。 図面の簡単な説明 図１は本発明の特徴を具体化した心臓組織の形態を分析するためのシステムを 示す図である。 図２は図１に示したシステムに関連する膨張―収縮可能な電極構造体の拡大側 面図のうち、膨張形態を示した図である。 図３は図２に示した膨張―収縮可能な電極構造体の拡大側面図のうち、収縮形 態を示した図である。 図４は、図２及び３に示した電極構造体の表面の概略を示した拡大図であり、 電極セグメントの高密度パターンを示した図である。 図５は図１に示したシステムと関連する膨張―収縮可能な電極構造体の側面図 であり、その膨張形態における内部スプライン支持構造を示したものである。 図６は図５に示した膨張―収縮可能な電極構造体の側面図であり、その収縮形 態における内部スプライン支持構造を示したものである。 図７は図１に示したシステムに関連する膨張―収縮可能な電極構造の側面図で あり、その膨張形態における内部メッシュ支持構造を示したものである。 図８は電気導電性本体を有する、図１に示したシステムに関連する膨張―収縮 可能な電極構造の側面図である。 図９は目玉パターンの電極ゾーンを有する膨張―収縮可能な電極構造の側面図 である。 図１０は円周上で離して設けられたパターンの電極ゾーンを有する膨張―収縮 可能な電極構造の側面図である。 図１１は心臓の内部の非接触マッピングに適した膨張―収縮可能な電極構造を 示した図である。 この発明はその精神または本質的な特徴の範囲内で幾つかの型で具体化できる 。本発明の範囲は添付の請求の範囲の前で示した特別な説明においてよりもむし ろ、添付の請求の範囲において規定される。そのため、請求の範囲が意味する範 囲及びそれと等価な範囲内にある全ての実施の形態は請求の範囲に包含されるも ので ある。 好ましい実施の形態の説明 図１は心臓組織形態を調べるためのシステム１０の構成要素を図示したもので ある。 システム１０には、近接端１４と末端１６を有する可撓性カテーテル管１２が 含まれる。近接端１４にはハンドル１８が備えられる。末端１６には電極構造体 ２０が備えられ、これにより本発明の特徴が具体化される。 医師はプロセス制御装置４０と関連する電極構造体２０を使用して、心臓組織 を通る電流の伝導の測定を複数回、連続して行う。これらの電流伝導を基に、制 御装置４０は電極対間に存在する組織の「Ｅ―特性」と呼ばれる電気特性を導く 。 Ｅ―特性は直接組織形態と相関させることができる。 電極構造体２０はまたシステム１０において組織を切除するために使用するこ とができる。 図２及び図３に最もよく示されているように、電極構造体２０には膨張―収縮 可能な本体２２が含まれる。本体２２の形態は収縮形態（図３）及び拡大あるい は膨張形態（図２）の間で変化させることができる。図示した好ましい実施の形 態では、流体圧力を使用して膨張―収縮可能本体２２を膨張形態に膨張させ維持 させる。 この段取りでは（図２参照）、カテーテル管１２にはその長さに沿って内部に 内腔３４が備えられる。内腔３４の末端は膨張―収縮可能な本体２２の中空内部 で開いている。内腔３４の近接端はハンドル１８上の管接続口（ポート）３６（ 図１参照）と接続している。流体膨張媒質（図２の矢印３８）は正圧下、管接続 口３６を通って内腔３４内に運ばれる。この流体媒質３８により内圧がかかり、 膨張―収縮可能本体２２がその収縮形態から膨張形態に変わる。 この特性により膨張―収縮可能本体２２は、脈管構造内に導入する際、収縮し た、扁平形態（理想的には、直径８French未満、すなわち約０．２６７ｃｍ未満 ）をとることができる。いったん所望の場所に配置すると、膨張―収縮可能本体 ２２を大きく膨張した形態、例えば約７から２０ｍｍにすることができる。 図５から７に示されるように、構造体２０は、所望であれば、通常開いている が、収縮できる、内部支持構造４３を含むことができ、これにより内力が適用さ れ流体媒質圧の力が増大されあるいは置換され本体２２が膨張形態に維持される 。内部支持構造４３の型は変えることができる。例えば、図５に示したような可 撓性のスプライン構成要素２５を組み立てたもの、あるいは図７に示されるよう な、内部が多孔性の、編み合わされたメッシュまたは連続気泡構造２６が含まれ る。 これらの段取りでは（図６参照）、内側を支持された膨張―収縮可能本体２２ は、外側の被覆物２８（図６参照）により適用された外側からの圧縮により、膨 張媒質が除去された後、収縮形態となる。この外側の被覆物２８はカテーテル管 １２に沿ってスライドする。図６に示されるように、被覆物２８が前方に向かっ て動くと、膨張した膨張―収縮可能本体２２上を前進することになる。膨張―収 縮可能本体２２は収縮して扁平形態となり被覆物２８内に入る。被覆物２８が後 方に移動すると（図５または７を参照）、被覆物は膨張―収縮可能本体２２から 離れていく。被覆物４８の範囲から自由になると、内部支持構造４３はぱっと開 き、膨張―収縮可能本体２２はその膨張形態に戻り流体媒質を収容する。 膨張―収縮可能本体２２はガラスの鋳型の外形の周りで形成することができる 。この段取りでは、鋳型の外側の寸法は膨張―収縮可能本体２２の所望の膨張形 態に適合する。鋳型を所望の順序で、所望の壁厚に到達するまで本体材料溶液中 に浸せきする。鋳型をその後、エッチングにより取り除くと、成形した膨張―収 縮可能本体２２が得られる。 その代わりに、膨張―収縮可能本体２２はまた押し出し成形管から吹き出し成 形してもよい。このような段取りでは、本体２２は接着剤または熱融解により一 端を密閉する。本体２２の反対側の開端は開いたままである。密封した膨張―収 縮可能本体２２を鋳型の内側に置く。高圧ガスや高圧液体などの膨張媒質を開管 の端を通して導入する。鋳型を熱に暴露し、管本体２２は膨張し鋳型形態をとる 。成形した膨張―収縮本体２２をその後鋳型から引っ張り出す。 もちろん、様々な特別な形態が選択できる。好ましい形態は、図２に示される ように、末端が球形形状を有する本質的には球形で対称なものである。しかしな がら、使用中に接触する下にある組織の輪郭に応じて非対称または球形でない形 状も使用することができる。例えば、心室内で使用する場合、本体２２は概球形 形状を有しなければならない。心房内で使用する場合、本体２２は概長方形形状 を有しなければならない。心外膜で使用する場合、本体２２は概凹状形状を有し なければならない。 図４に最もよく示されるように、構造体２０は膨張―収縮可能本体２２の全体 あるいは一部の上に存在する小電極セグメント４４の列を含む。その列は小電極 セグメント４４が高密度に、近接して配置されるようにその電極セグメントを配 向させている。各電極セグメント４４の抵抗率はそのセグメント４４を離してい る本体２２の抵抗率に比べ低い。 電極セグメント４４はスパッタリング、蒸気蒸着、イオンビーム蒸着、蒸着し た種層上での電気メッキ、フォトエッチング、多層プロセス、あるいはこれらの プロセスの組合せにより膨張―収縮可能本体２２上に析出させた金、白金、白金 ／イリジウム、などの金属を含む。 銅などの高導電性金属から作製された信号経路３２は各電極４４から出ている 。信号経路３２は従来のフォトエッチングまたは多層プロセスにより本体上に析 出させる。信号経路３２はワイヤ３３とつながっており、そのワイヤはカテーテ ル管１２を通って延在し、ハンドル１８に設けられたコネクタ３８に結合してい る。 心房と心室の内側にその膨張形態で配置すると、本体２２は電極４４の列を心 房と心室の心内膜表面に対し完全に接触させるように保持する。図示した好まし い実施の形態では、末端操縦機構５２（図１参照のこと）は配置中及び配置後の 電極構造体２０の操作性を向上させる。操縦機構５２は変更できる。図示した実 施の形態では（図１参照のこと）、操縦機構５２はハンドル１８に備えられた外 部操縦レバー５８に結合させた回転カム輪５６を含む。カム輸５６は左右の操縦 ワイヤ６０の近接端を保持している。ワイヤ６０は信号ワイヤ３３と共にカテー テル管１２を通って、管の末端１６に隣接する弾力のある湾曲性ワイヤまたは板 バネ（図示せず）の左右に接続する。この型及び他の型の操縦機構の更に詳しい 詳細はランドキスト（Lundquist）とトンプソン（Thompson）の米国特許第５， ２５４，０８８号において示されている。この特許はこの明細書において引用さ れ参照される。配置されると、電極セグメント４４の列は診断モード及び治療モ ードの両方で機能する。 診断モードでは、各セグメント４４が制御装置４０により電流を組織を通して 伝導するように調節される。電極セグメント４４は単極モードあるいは双極モー ドのいずれかで電流を伝導することができる。単極モードで作動させると、電流 帰還経路は患者に付着させた外部の無関係な電極により提供される。双極モード で作動させると、電流帰還経路は選択した伝導電極セグメント４４の直ぐ隣に配 置したあるいはその伝導電極セグメント４４から離して配置した１つの電極セグ メントにより提供される。 ここから、制御装置４０は電極セグメント４４が接触する心臓組織部位につい てのインピーダンス情報を獲得する。インピーダンス情報は制御装置４０により 処理されてＥ―特性が導かれる。この特性は医師が切除治療が適当と考える梗塞 組織の部位を特定するのを補助する。結合電極セグメント４４が組織と直接接触 している本体により保持され、これにより血液プールと接触することから保護さ れているので、この結合電極セグメント４４は本質的に全ての電流の流れを組織 に導き、これにより人為的なもののない組織特性情報が得られる。膨張―収縮可 能本体２２が有する高密度電極セグメント４４はまた、切除する可能性のある部 位をより正確に特定するために優れた信号分解能を提供する。 Ｅ―特性を導く際のプロセス制御装置４０の特定作動のより詳しい詳細は米国 特許第５，４８５，８４９号及び５，４８７，３９１号において開示されている 。これらの特許はこの中で引用され参照される。 治療モードでは、制御装置４０は特定した部位の上に存在するグリッドの隣接 電極セグメント４４を切除エネルギー源４２に結合させる。結合させた電極セグ メントは同時にエネルギー源４２（図１参照）から切除エネルギーを受理し、エ ネルギーの大表面積伝導機として機能する。図示した好ましい実施の形態におい て使用する切除エネルギーの型は変えることができ、結合された電極セグメント ４４は高周波（ＲＦ）電磁エネルギーを伝導する。結合させた電極セグメントか らの切除エネルギーは組織を通り、典型的には外部のパッチ電極に到達する（単 極配列を形成）。その代わりに、伝導されたエネルギーは組織を通り心房及び心 室内の別の隣接する電極に到達することができる（双極配列を形成）。高周波エ ネルギーは組織をほとんどオーム加熱し損傷を形成する。 制御装置４３は発生器４２からの高周波切除エネルギーの選択した結合電極セ グメント４４への伝達を支配することが好ましい。好ましい実施の形態において は（図２参照）、電極セグメント４４の列は１つ以上の温度感知素子１０４を有 し、それらは制御装置４３に結合されている。温度感知素子１０４により感知さ れた温度は制御装置４３により処理される。温度入力に従い、制御装置４３は結 合電極セグメント４４による高周波エネルギー伝導の時問およびパワーレベルを 調節し、所望の損傷パターンと他の切除目的を達成する。温度感知素子１０４は サーミスタ、熱電対、または等価な型とすることができる。 温度感知素子を膨張―収縮可能電極本体に取り付けるための様々な方法がこの 出願と共に出願された「膨張―収縮可能電極構造体」と題する共に出願中の特許 出願で説明されている。 複数の温度感知素子を用いて制御される複数の切除エネルギー伝導器を使用す る場合の更に詳しい詳細は、１９９４年８月８に出願された「複数の温度感知素 子を用いた組織切除を制御するためのシステム及び方法」と題する共に出願中の 米国特許出願第０８／２８６，９３０号において開示されている。 他の実施の形態においては（図８参照）、本体２２自体は電気導電性であり、 接触している組織と同様の抵抗率（すなわち、約５００Ω・ｃｍ）、あるいはこ の量を超える値を有する。本体は、カーボンブラックや切断したカーボンファイ バーなどの電気導電性材料を共に押し出し成形することにより含有させることに より導電性とすることができる。この段取りにおいては、電気導電性本体２２は 図８に示されるように内部電極２００と共に使用する。このような段取りでは、 高張塩水２０４は電気導電性本体２２（図８参照）の内部を満たし、電極２００ から本体２２へ高周波エネルギーを伝達する電気導電性経路として機能する。実 際、この段取りでは、電気導電性本体２２は内部電極２００から組織へ高周波エ ネルギーを伝送する際の「漏れやすい」コンデンサとして機能する。 本体２２中に共に押し出し成形する電気導電性材料の量は本体２２の電気導電 性、ひいては導電率とは逆の変化を見せる電気抵抗率に影響する。より導電性の 材料を添加すると本体２２の電気導電性が増加し、これにより、本体２２の電気 抵抗率が減少する、など。ユーザーは、所望の損傷特性を関係する本体２２の電 気抵抗率値と相関させた関数に従い、所定の抵抗率を有する本体２２を選択する 。この関数によれば、抵抗率が約５００Ω・ｃｍ以上であれば、より浅い損傷と なり、抵抗率が約５００Ω・ｃｍ未満であれば、より深い損傷となる、など。 電気導電性本体を有する電極構造の更に詳しい詳細はこの出願と共に出願され た、「電気導電性壁を有する膨張―収縮可能電極構造体」（代理人事件２４５８ ―Ａ１）と題する共に出願中の特許出願中に開示されている。 その代わりに、本体２２は多孔性とすることにより電気導電性とすることがで きる。本体２２内の内部電極２００と高張溶液２０４と共に使用すると、多孔性 本体２２の孔により電極２００からの切除エネルギーが、電気導電性媒質２０４ を介して、本体の外側の組織までイオン輸送される。 電極セグメント４４を電気導電性本体と共に使用して高周波エネルギーを伝達 させ組織を切除することができる。制御装置４０が電気的に隣接電極セグメント ４４のグリッドを切除エネルギー源４２に結合させると同時に、内部電極２００ は電気導電性本体２２を介して媒質２０４により伝導させるための高周波エネル ギーを受理する。導電性本体２２は結合セグメント４４の有効表面積を拡張させ 、これにより切除効果が高められる。 本体２２が実際に液体を潅流させるのに十分な多孔性を有していれば、内部電 極２００はセグメント４４の有効電極表面積を増加させる必要はない。その部位 が高周波エネルギーを伝導する時に孔を介して高張液を潅流させるとそれ自体で セグメント４４の有効伝導表面積を増加させるに十分である。しかしながら、多 孔性本体２２の孔がより小さいと、イオン伝達が原理的には潅流によって起こら ず、高周波が伝導用にセグメント４４に伝えられると同時に内部電極２００を用 いても高周波エネルギーを伝導するように有効表面積を増加させるのが好都合で あると考えられる。 この実施の形態においては、セグメント４４はそれ自体多孔性の導電材料で作 製できることを理解すべきである。このように、イオン輸送はセグメント４４自 体を介した物質移動あるいは潅流により起こすことができる。 液体充填多孔性電極構造体の更に詳しい詳細はこの出願と共に出願された「膨 張―収縮可能な多孔性電極構造体」と題する共に出願中の特許出願に開示されて いる。 図２に示されている膨張―収縮可能電極構造体２０もまた従来の心臓の歩調取 りをするための歩調取り装置（図示せず）と共に使用し従来の様式でエレクトロ グラムを獲得することができる。歩調取り装置は電気的にコネクター３８に結合 され、選択された１つの電極セグメント４４に歩調取り信号を提供し、心臓内の 選択した部位に脱分極中心を発生させる。電極セグメント４４はまたエレクトロ グラムを作成するための得られた電気事象を感知する機能を有する。このように 使用すると、構造体２０は歩調取りマッピングと同調化歩調取り技術のどちらも にも適応できる。膨張した構造体２０を使用して、歩調取り信号を伝達して組織 とセグメント４４間の接触を確認することもできる。膨張した構造体２０が従来 の４ｍｍ／８Ｆ電極により得られた表面積よりも非常に大きな表面積を提供する とすると、歩調取りを実行して組織接触を感知する能力は予期されたものではな い。 他の型の膨張―収縮可能電極構造体も同様に心臓の歩調取りをするのに適して いる。 例えば、図９には前述した通りの膨張―収縮可能本体２２が示されているが、 この本体は電気導電性シェル３００を有している。このシェルは本体２２の末端 の周りに同心円状の「目玉」パターンで配列された別々の電極ゾーン３０２に分 けられている。その代わりに、図１０に示されるように、シェル３００は、軸に 沿って延長され、円周上で分離された電極ゾーン３０２に分けることができる。 電極ゾーン３０２は本体２２のシェル３００が無い部位をマスクすることによ り形成される。比較的高い電気導電率と比較的高い熱伝導率を有する金属材料、 例えば、金、白金、白金／イリジウム、などを本体２２上のマスクされていない 部位に、スパッタリング、蒸気蒸着、イオンビーム蒸着、蒸着した種層上でのメ ッキ、これらのプロセスの組合せにより析出させる。その代わりに、予め形成し た箔シェルを末端部位上の軸に沿って分離された帯に塗布して分離ゾーンを形成 することができる。さらにその代わりに、分離ゾーンは信号ワイヤを含むことが できる。この信号ワイヤは壁を通って曲がっており、非絶縁信号ワイヤ部分は外 壁上で暴露されている。 パターンとは無関係に、各ゾーン３０２は専用信号ワイヤあるいは１組の専用 信号ワイヤ（図示せず）に結合されている。この段取りでは、制御装置４３は前 述の基準に従い各ゾーンに別個に切除エネルギーを伝える。更に、この段取りで は、歩調取り信号は選択された１つの電極ゾーンに伝達することができる。電極 ゾーン３０２はまたエレクトグラムを作成するための電気事象を感知する機能も 果たす。 図示した好ましい実施の形態では（図９及び図１０参照）、より小さな、双極 電極セグメント３０４がゾーン３０４間の領域に配置される。これらの双極電極 セグメント３０４は、ゾーン３０２自体のように、本体２２上にスパッタリング 、蒸気蒸着、イオンビーム蒸着、蒸着した種層上でのメッキ、あるいはこれらの プロセスの組合せにより析出された金属材料、例えば金、白金、白金／イリジウ ム、などを含む。その代わりに、予め形成した箔パッチを添付して双極セグメン トを形成することができる。双極セグメント３０４は電気的に信号ワイヤ（図示 せず）に結合され、双極エレクトグラムの獲得、歩調取り、またはＥ―特性測定 が可能である。 図１０には、本体２２の内面にも単極あるいは双極感知、あるいは歩調取り、 あるいはＥ―特性の感知に適した電極を配置できることが示されている。単極ま たは双極感知あるいは歩調取りのためには異なる電極配置が使用できる。例えば 、長さ２ｍｍ、幅１ｍｍの電極３０６の対を本体２２の内面に配置することがで きる。接続ワイヤ（図示せず）をこれらの電極３０６に取り付けることができる 。品質の良い双極エレクトグラムを確保するには電極間の距離は約１ｍｍである ことが好ましい。これらの内部電極３０６の好ましい配置は構造体２２の末端及 び中央である。また、複数のゾーン３０２を使用する場合、電極３０６はゾーン ３０２間に配置されることが望ましい。 図１０にも示されているように、透明なマーカー３０８を本体２２内面につけ ることが好ましく、そうすると医師が螢光透視下、目標とする部位へデバイスを 導くことができる。この目的にはどのような高原子量材料でも適している。例え ば、白金、白金―イリジウムを使用してこれらのマーカー１０６を作ってもよい 。これらのマーカー３０８の好ましい配置は構造体２２の末端と中央である。 図１１は構造体と心内膜組織間で物理的な接触が無い場合における心臓内での 電気活性をマッピングするための構造体３１０を示している。構造体３１０は、 所望の膨張形態に対し予備形成された、織り合わした弾力的な不活性ワイヤまた はプラスチックフィラメントから作製されたメッシュ３１２の型をとる膨張―収 縮可能本体を含む。スライドする被覆物（図６との関係で前に図示し説明した通 りのもの）がカテーテル管１２に沿って前進すると、メッシュ構造３１２が圧縮 され収縮する。同様に、被覆物が後退すると圧縮力が除去され、解放されたメッ シュ構造３１２がぱっと開く。 メッシュフィラメントを十分密に織り合わせることにより、メッシュ構造体３ １２は電極セグメント４４に対する支持体として機能する。電極セグメントはフ ィラメントにより支持されたシェル上と同様フィラメント上に置くことができる 。その代わりに、メッシュフィラメントの全てあるいは一部を電気導電性とする ことができる。フィラメントのネットワークにより電極の空間的な位置が決定で きる電極を形成することができる。 その代わりに、図１１に示されているように、メッシュ構造体３１２は通常収 縮形態をとるように作製することができる。この段取りでは、１つ以上の内部袋 が膨張媒質の導入を受け入れることができ、これによりメッシュ構造体３１２は 膨張形態をとることができる。 メッシュ構造体３１２が本質的に液体が浸透できないほどがきつく編まれてい れば、内部袋は省略できる。この段取りでは、生物的適合性を有する液体、例え ば殺菌した塩水が直接構造体３１２内部に導入され、構造体は膨張形態をとる。 膨張―収縮可能メッシュ構造体３１２は心房及び心室の血液プール内に配置す ることができる。電極セグメント４４は血液中の電位を感知する。心筋組織内の 電位は、実際に心内膜と接触していなくても感知した血液電位から推理できる。 この方法の更に詳しい詳細は、ピルキングトン（Pilkington）、ロフティス（Lo ftis）、トンプソン（Thompson）らの生物医学的研究における高性能コンピュー タ計算（第３章）、「逆問題とコンピュータ計算法」（ＣＲＣ出版社、１９９３ 年）、及びジャックマン（Jackman）、ビーティ（Beatty）、シェアラグ（Sherl ag）らの「新規の非接触カテーテル多電極アレイは左心室の心内膜電位を正確に 再現する」、ペース（Pace）、ｖ．１８、Ｎ．４（２）、ｐ．８９８（１９９５ ）に記載されている。 図２から図１０において図示すると共に前述したように、析出させた電気導電 性シェルまたは電極セグメントを有する膨張―収縮可能本体は、今説明したよう な様式で非接触マッピングを行う時に使用することができることを認識すべきで ある。 様々な膨張―収縮可能電極本体の構造及びどのようにその形態をとるのかにつ いての更に詳しい詳細はこの出願と共に出願した「膨張―収縮可能な電極構造体 」と題する共に出願中の特許出願において説明されている。 本発明の様々な特徴は以下の請求の範囲で示す。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (31)優先権主張番号 ６０／０１０，３５４ (32)優先日 平成８年１月19日(1996．1．19) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (31)優先権主張番号 ０８／６２９，０１４ (32)優先日 平成８年４月８日(1996．4．8) (33)優先権主張国 米国（ＵＳ） (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＣＡ，ＪＰ (72)発明者 スワンソン，デイビッド・ケイ アメリカ合衆国94040カリフォルニア州 マウンテン・ビュー、ヘザーストーン・ウ ェイ877番 (72)発明者 フェイン，ジェイムズ・ジー アメリカ合衆国95070カリフォルニア州 サラトガ、ロス・フェリス・ロード17930 番 (72)発明者 ジャクソン，ジェローム アメリカ合衆国94024カリフォルニア州 ロス・アルトス、フォールン・リーフ・レ イン 1725番

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 身体組織に接触するように適合させた外壁を含む構造体と、 前記構造体の外壁に備えられた電気導電性電極セグメントと、 各電極セグメントに別個に結合された少なくとも１つの電気導電性経路を含む 、前記電極セグメントに結合される電気導電性ネットワークと、 電気導電性ネットワークに結合された制御装置であって、制御装置が第１のモ ードで作動している間はネットワークの電気的状態が各電極セグメントで組織内 の局所的な電気事象をそれぞれ感知するように設定され、制御装置が第２のモー ドで作動している間はネットワークの電気的状態が、少なくとも一部は電気セグ メントにより感知された局所的な電気事象に応じて、少なくとも２つの電極セグ メントを共に結合させて同時に電気エネルギーを伝導させ身体組織の一部位に生 理学的効果を及ぼすように設定される、前記制御装置と、 を備えるシステム。 ２． 第１のモードでは、制御装置により、ネットワークは個々の電極セグメン トを用いて身体組織内の局所的な電気電位を感知するように電気的に設定される 請求項１記載のシステム。 ３． 第１のモードでは、制御装置により、ネットワークは個々の電極セグメン トを用いて身体組織内の局所的な抵抗率を感知するように電気的に設定される請 求項１記載のシステム。 ４． 第１のモードでは、制御装置により、ネットワークは個々の電極セグメン トを用いて身体組織内の局所的なインピーダンスを感知するように電気的に設定 される請求項１記載のシステム。 ５． 更に、外壁には電気導電性電極セグメントの列と関連させて少なくとも１ つの温度感知素子を含む請求項１記載のシステム。 ６． 身体組織に接触するように適合させた外壁を含む構造体と、 前記構造体の外壁に備えられた電気導電性電極セグメントの列と、 各電極セグメントに別個に結合された少なくとも１つの電気導電性経路を含む 、前記電極セグメントに結合される電気導電性ネットワークと、 電気導電性ネットワークに結合された制御装置であって、制御装置が第１のモ ードで作動している間はネットワークの電気的状態が身体組織上に局所的な生理 学的効果を及ぼす電気エネルギーを各電極セグメントを介して伝導させるように 設定され、制御装置が第２のモードで作動している間はネットワークの電気的状 態が、少なくとも２つの電極セグメントを共に結合させて同時に電気エネルギー を伝導させ身体組織に局所的な生理学的効果を及ぼすように設定される、前記制 御装置と、 を備えるシステム。 ７． 第１のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は電極セ グメントによりそれぞれ伝導された電気エネルギーを用いて身体組織を局所的に 刺激するように設定される請求項６記載のシステム。 ８． 制御装置が更に第３のモードで作動している間はネットワークの電気的状 態が各電極セグメントで組織内の局所的な電気事象をそれぞれ感知するように設 定されている請求項６記載のシステム。 ９． 第３のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は各電極 セグメントを用いて心臓組織内の局所的な電気電位を感知するように設定される 請求項８記載のシステム。 １０． 第３のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は各電 極セグメントを用いて心臓組織内の局所的な抵抗率を感知するように設定される 請求項８記載のシステム。 １１． 第３のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は各電 極セグメントを用いて心臓組織内の局所的なインピーダンスを感知するように設 定される請求項８記載のシステム。 １２． 第２のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は少な くとも２つの電極セグメントから同時に伝導された電気エネルギーを用いて身体 組織の一部位を加熱するように設定される請求項１または６に記載のシステム。 １３． 第２のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は少な くとも２つの電極セグメントから同時に伝導された電気エネルギーを用いて身体 組織の一部位を切除するように設定される請求項１または６に記載のシステム。 １４． 更に、外壁には電気導電性電極セグメントの列と関連させて少なくとも １つの温度感知素子を含む請求項６記載のシステム。 １５． 身体組織に接触するように適合させた外壁を含む構造体と、 前記構造体の外壁に備えられた電気導電性電極セグメントの列と、 各電極セグメントに別個に結合された少なくとも１つの電気導電性経路を含む 、前記電極セグメントに結合される電気導電性ネットワークと、 電気導電性ネットワークに結合された制御装置であって、制御装置が第１のモ ードで作動している間はネットワークの電気的状態が各電極セグメントで心臓組 織内の局所的な電気事象をそれぞれ感知するように設定され、制御装置が第２の モードで作動している間はネットワークの電気的状態が、少なくとも一部は電気 セグメントによりそれぞれ感知された局所的な電気事象に応じて、少なくとも２ つの電極セグメントを共に結合させて同時に高周波電気エネルギーを伝導させ心 臓組織の一部位を切除するように設定される、前記制御装置と、 を備えるシステム。 １６． 第１のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は個々 の電極セグメントを用いて心臓組織内の局所的な電気電位を感知するように設定 される請求項１５記載のシステム。 １７． 第１のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は個々 の電極セグメントを用いて心臓組織内の局所的な抵抗率を感知するように設定さ れる請求項１５記載のシステム。 １８． 第１のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は個々 の電極セグメントを用いて心臓組織内の局所的なインピーダンスを感知するよう に設定される請求項１５記載のシステム。 １９． 更に、電気導電性電極セグメントの列と関連させて外壁に備えられた少 なくとも１つの温度感知素子を含む請求項１５記載のシステム。 ２０． 身体組織に接触するように適合させた外壁を含む構造体と、 前記構造体の外壁に備えられた電気導電性電極セグメントの列と、 各電極セグメントに別個に結合された少なくとも１つの電気導電性経路を含む 、前記電極セグメントに結合される電気導電性ネットワークと、 電気導電性ネットワークに結合された制御装置であって、制御装置が第１のモ ードで作動している間はネットワークの電気的状態が各電極セグメントを介して それぞれ電気エネルギーを伝導させて心臓組織の歩調取りを行うように設定され 、 制御装置が第２のモードで作動している間はネットワークの電気的状態が、少な くとも２つの電極セグメントを共に結合させて同時に高周波電気エネルギーを伝 導させ心臓組織の一部位を切除するように設定される、前記制御装置と、 を備える心臓組織を切除するためのシステム。 ２１． 制御装置が更に第３のモードで作動している間はネットワークの電気的 状態が各電極セグメントで心臓組織内の局所的な電気事象をそれぞれ感知するよ うに設定される請求項２０記載のシステム。 ２２． 第３のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は各電 極セグメントを用いて心臓組織内の局所的な電気電位を感知するように設定され る請求項２１記載のシステム。 ２３． 第３のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は各電 極セグメントを用いて身体組織内の局所的な抵抗率を感知するように設定される 請求項２１記載のシステム。 ２４． 第３のモードでは、制御装置により、ネットワークの電気的状態は各電 極セグメントを用いて身体組織内の局所的なインピーダンスを感知するように設 定される請求項２１記載のシステム。 ２５． さらに、外壁に設けられた、電気導電性電極セグメントの配列と関連す る少なくとも１つの温度感知素子を含む請求項２０記載のシステム。 ２６． 外壁が内部領域の周囲を取り囲み、 さらに、その内部領域内にイオンを含む媒質を伝達させるための内腔が備えら れ、 外壁の少なくとも一部は媒質中に含まれるイオンを通過させるような大きさの 多孔性材料を有する、請求項１、６、１５または２０に記載のシステム。 ２７． 多孔性材料は限外濾過メンブレンを含む請求項２６記載のシステム。 ２８． 多孔性材料はマイクロポーラスなメンブレンを含む請求項２６記載のシ ステム。 ２９． さらに、媒質及び多孔性材料を通してイオン輸送するために電気エネル ギーを伝導する、内部領域内の媒質と接触する電気導電素子を含む請求項２６記 載のシステム。 ３０． 多孔性壁は約５００Ω・ｃｍ以上の電気抵抗率を有する請求項２６記載 のシステム。 ３１． 多孔性壁は約５００Ω・ｃｍ未満の電気抵抗率を有する請求項２６記載 のシステム。 ３２． 外壁は導電性で、内部領域の周辺を取り囲み、 さらに、その内部領域内にイオンを含む媒質を伝達させるための内腔と、 内部領域内の媒質と接し、媒質を介してイオン輸送を行うための電気エネルギ ーを伝導させる電気導電性素子と、が備えられる、請求項１、６、１５または２ ０に記載のシステム。 ３３． 外壁は約５００Ω・ｃｍ以上の電気抵抗率を有する請求項３２記載のシ ステム。 ３４． 外壁は約５００Ω・ｃｍ未満の電気抵抗率を有する請求項３２記載のシ ステム。 ３５． 少なくとも外壁の一部は媒質中に含まれるイオンを通す様な大きさの多 孔性材料を含む請求項３２記載のシステム。 ３６． 多孔性材料は約５００Ω・ｃｍ以上の電気抵抗率を有する請求項３５記 載のシステム。 ３７． 多孔性材料は約５００Ω・ｃｍ未満の電気抵抗率を有する請求項３２記 載のシステム。 ３８． 多孔性材料は限外濾過メンブレンを含む請求項３５記載のシステム。 ３９． 多孔性材料はマイクロポーラスなメンブレンを含む請求項３５記載のシ ステム。 ４０． 外壁は選択的に第１の最大直径を有する膨張形態と、第１の最大直径よ りも小さい第２の最大直径を有する収縮形態とをとるように適合される請求項１ 、６、１５、または２０記載のシステム。 ４１． 外壁は内部領域の周辺を取り囲み、 さらに、壁の下に存在する支持構造体を有する請求項１、６、１５、または２ ０記載のシステム。 ４２． 支持構造体は、選択的に第１の最大直径を有する膨張形態と、第１の最 大直径よりも小さい第２の最大直径を有する収縮形態とをとるように適合される 請求項４１記載のシステム。 ４３． 電極セグメントは外壁上に析出させたコーティングを含む請求項１、６ 、１５または２０記載のシステム。 ４４． 電極セグメントは外壁に貼付された箔を含む請求項１、６、１５または ２０記載のシステム。 ４５． 電気導電性電極セグメントは外壁上で暴露された非絶縁信号ワイヤを含 む請求項１、６、１５または２０記載のシステム。 ４６． 外壁は末端部位と近接部位とを含み、 電気導電性電極セグメントは近接部位よりも末端部分の多くを占める請求項１ 、６、１５または２０記載のシステム。 ４７． 近接部位の少なくとも３分の１には電気導電性電極セグメントの列がな い請求項４６記載のシステム。 ４８． 電気導電性電極セグメントの列は末端部位の少なくとも３分の１を占め る請求項４６記載のシステム。 ４９． 電気導電性電極セグメントは放射状に離して設けられたゾーン内に配置 される請求項１、６、１５または２０記載のシステム。 ５０． 電気導電性電極セグメントは円周上に離して設けられたゾーン内に配置 される請求項１、６、１５または２０記載のシステム。 ５１．心臓組織に接するように適合されると共に、第１の最大直径を有する膨張 形態と第１の最大直径より小さい第２の最大直径を有する収縮形態とを選択的に とるように適合された外壁を含む構造体と、 構造体の外壁上の電気導電性電極と、 各電極にそれぞれ結合された少なくとも１つの電気導電性経路を含む、電極に 結合された電気導電性ネットワークと、 電気導電性ネットワークに結合された制御装置であって、制御装置が第１のモ ードで作動している間はネットワークの電気的状態が電極を介して電気エネルギ ーを伝導させ心臓組織の歩調取りを行うように設定され、制御装置が第２のモー ドで作動している間はネットワークの電気的状態が電極を介して電気的事象を感 知するように設定されている、前記制御装置と、 を備える心臓心臓組織の歩調取りを行うシステム。 ５２． 第１のモードでは、ネットワークの電気的状態は歩調取りマッピングを 実行するように設定される請求項５１記載のシステム。 ５３． 第１のモードでは、ネットワークの電気的状態は同調化歩調取りを実行 するように設定される請求項５１記載のシステム。 ５４． 制御装置が更に第３のモードで作動している間、ネットワークの電気的 状態は少なくとも２つの電極を通して高周波電気エネルギーを伝導させ心臓組織 を切除するように設定されるシステム。 ５５． 外壁は末端部位と近接部位を含み、 電極は近接部位よりも末端部位の多くを占める請求項５１記載のシステム。 ５６． 近接部位の少なくとも３分の１には電極がない請求項５１記載のシステ ム。 ５７． 電極は末端部位の少なくとも３分の１を占める請求項５１記載のシステ ム。 ５８． 電極は放射状に離して設けられたセグメント内に配置される請求項５１ 記載のシステム。 ５９． 電極は円周上に離して設けられたセグメント内に配置される請求項５１ 記載のシステム。 ６０． 電極は外壁上に析出させたコーティングを含む請求項５１記載のシステ ム。 ６１． 電極は外壁に貼付された箔を含む請求項５１記載のシステム。 ６２． 電極は外壁上で暴露される非絶縁信号ワイヤを含む請求項５１記載のシ ステム。 ６３． さらに、電気導電性電極の列に関連させて外壁上に設けられた少なくと も１つの温度感知素子を含む請求項５１記載のシステム。 ６４． 身体組織と接触する外壁を有する構造体であって、外壁上に設けられた 電気導電性電極セグメントの列と、各電極セグメントにそれぞれ結合された少な くとも１つの電気導電性経路を含む電極セグメントに結合された電気導電性ネッ トワークと、を含む前記構造体を配置する工程と、 ネットワークの電気状態が各電極セグメントで組織内の局所的な電気事象をそ れぞれ感知するように設定される第１のモードで作動させる工程と、 ネットワークの電気的状態が、少なくとも一部は電極セグメントにより感知さ れた局所的な電気的な事象に基づいて、少なくとも２つの電極セグメントが共に 結合され、電気エネルギーが同時に伝導され、身体組織の一部位が加熱されるよ うに設定される第２のモードで作動させる工程と、 を備える身体組織を加熱する方法。