JP2000504971A - 心臓の経皮血行新生時にチャネル深さを監視するための計測システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 チャネルが形成されるべき心室の一部の壁部を除去するための組織除去エネルギ源（２３）を有し、心室に経皮的に挿入するためのカテーテル（１４）と、心臓壁の境界を感知するための、カテーテル（１４）の先端部近傍に位置するセンサ装置（２４）と、心室内のチャネルの先端位置を定めるための、センサ装置（２４）に応答する検出回路（２７）と、を備える心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システムである。あるいは、先端部を越えて半径方向に延びている機械的停止部（１３０）は、カテーテル先端部が穴の開いたチャネルに貫通することを物理的に制限するために使用されうる。

Description

【発明の詳細な説明】 心臓の経皮血行新生時にチャネル深さを監視するための計測システム 本発明の分野 本発明は心臓の経皮血行新生術の際にチャネルの深さを監視するための向上し た計測システムに関するものである。 本発明の背景技術 心筋内血行新生術（transmyocardial revascul arization:TMR）（心臓の血行 新生(endocardial revascularization:ECR)を含む）は、心臓血管病のための外 科的処置である。現在のECR処置は、レーザビームを使用して心筋層（特に心室 、通常左心室）に穴を開ける開胸技術である。これらの穴（すなわちチャネル） は、心臓壁の厚さ全体を介して外側から心室へ延びている。チャネルは外科医か らの外圧により心臓の外表面上にて治るが、内側において開いたままであって、 血液が心室から心臓壁組織に入ることを許している。 その他のやり方で、ECRは経皮的に導入されたカテーテルを使用して、経皮 的に実施されうる。そのため、カテーテルの先端は心室（通常左心室）の内側に ある。ここで、複数の穴（すなわち複数のチャネル）は、心臓の内側から外側に 向かって作られ、心臓の外側から作られるのではない。これらのチャネルを開け るために使用されるエネルギは、機械的（例えば、針）、電気的（例えば、双極 電流あるいは単極電流、マイクロ波参照）、あるいは光学的（例えば、レーザ） である。光学的手段と機械的手段とを組み合わせた手段において、ホルミウムレ ーザ（holmium laser）がチャネルに開始点を作り、チャネルを深くするために カテーテルの先端により力が付与される。通常、ホルミウム（ＨＯ：ＹＡＧ）レ ーザまたはエキシマレーザが経皮的に使用されうる。経皮的ECRにおける問題は 、開胸TMRとは異なり、開けられるチャネルを平易に見ることができず、しかも 、チャネルが心筋層を突き進みかつ心臓の外側壁を貫通することを避けるために 深さが制御されねばならない。二平面Ｘ線螢光透視法（biplanar fluoroscopy） を使用して深さの監視がなされるが、これは高価であり、かつ心臓の手術を行う というストレスを受けた状態で、経験のある医者ですら混乱させるものである 。この手段は、さほど当てにすることができず、高価で、しかも手術室に追加設 備を必要とする。別の手段において、穴を開ける際に消費する累積エネルギ量が 監視され、かつあるエネルギ量が消費されたときに、穴開けが停止する。これは 、穴の深さと付与された除去エネルギとの間の相関を仮定し、かつ心臓壁の厚さ を仮定している。これらは、せいぜい近似値であって、正確な深さ計測のために 信頼することはできない。この点は、正確な計測を必要とするという特に重要な 問題である。これは、例えば、チャネルが心臓の外側壁を貫通して穴を開けた場 合に患者は出血多量で死に至るからであり、あるいは例えば、心膜が以前の手術 のために開かない場合には心臓タンポナーデ（cardiac tamponade）により死ぬ からである。この際、開胸し出血を止める緊急の処置が必要となる。チャネル深 さを推定するために与えられたエネルギを使用する上記技術は、信頼できるほど 正確ではなく、かつ堅実な方法でもない。 本発明の要旨 よって、本発明の目的は心臓の経皮血行新生術の際にチャネル深さを監視する ための計測システムを提供することである。 さらに、本発明の目的は、信頼することができ、低価格な、現実的に追加設備 や空間を何ら必要とせず、かつ容易に解釈することできるような計測システムを 提供することである。 さらに、本発明の目的は、正確で堅実な計測システムを提供することである。 本発明は、真に安全で、信頼でき、かつ低価格の、（高価な設備あるいは特別 な専門技術を必要としない）心臓の経皮血行新生術の際にチャネル深さを監視す るための計測システムは以下のカテーテルにより効果的となるとの知見により実 現されたものである。このカテーテルは、穴が開けられるべき心臓壁の領域に除 去エネルギーを与え、かつチャネルの深さあるいは残る心臓壁の深さを検知する ためのカテーテルの先端近傍において少なくとも一つのセンサ要素を有するセン サ装置を与えるものである。 本発明の特徴は、経皮的に心室に挿入するためのカテーテルを有する心臓の経 皮血行新生術の際にチャネル深さを監視するための計測システムにあり、チャネ ルが作られるべき心室の一部の壁部を除去するための組織除去エネルギ源を有し ている。カテーテルの先端近傍のセンサ装置はチャネル近傍の心臓壁の領域を検 知し、かつ検出回路は（センサ装置に応答し）心室内のチャネルの先端位置を決 定する。 好ましい実施形態において、エネルギ源はカテーテルの基端部にあり、かつ除 去エネルギをカテーテルの先端部に与えかつこの端部から取り出すための導管を 有することができる。エネルギ源はレーザとすることができる。この導管はファ イバ光学要素を有していてもよい。ここで、導管はカテーテルの基端部に電源を 有し、かつ電気伝達手段がカテーテルを介して延びている。エネルギ源は電気伝 達手段と相互連結されたカテーテルの先端部に超音波トランスデューサを有した ものであってもよい。このエネルギ源は電気伝達手段と相互連結されたカテーテ ルの先端部に電極を有してもよい。エネルギ源は、電気伝達手段と相互連結され たカテーテルの先端部において２つの反対の電極を有してもよい。センサ装置は 心臓壁から反射された除去エネルギを検知するためのセンサを有してもよい。こ のセンサ装置は、検知エネルギを放出するためのトランスミッタ要素と、心室壁 からの検知エネルギの反射を検知するためのセンサ要素とを有してもよい。この センサ装置は心室壁と心室内の血液との間の特性の違いを検知するためのセンサ 手段を有してもよい。この検出回路は心室壁内に形成されたチャネルの深さを決 定するための手段を有してもよい。この検出回路は、心室壁内に形成されたチャ ネルを越えて、心室壁の残りの厚さを決定するための手段を有してもよい。セン サ要素は容量性部材（capacitive device）とすることができ、その先端により 物理特性を検知することができる。センサ要素は抵抗部材でもよく、その先端に より物理特性を検知することができる。センサ要素は圧電部材であってもよく、 その先端により物理特性を検知することができる。除去エネルキ源は、所定のチ ャネル深さに到達した時に、中断、方向修正、あるいは切断することができる。 本発明は、チャネルが形成されるべき心室の一部の壁部を除去するための組織 除去エネルギ源を備え心室に経皮的に挿入するためのカテーテルを有する、心臓 の経皮血行新生術の際にチャネル深さを監視するための計測システムも特徴とす る。穴が開けられたチャネルにカテーテルの先端が貫通することを物理的に抑制 するために、機械的停止部材が先端部を越えて半径方向に延びている。好ましい 実施形態において、機械的停止部材は、先端の貫通限界を調整するために、カテ ーテルに沿って長手方向に移動可能とすることができる。この機械的停止部材は 、心臓組織と心室内の血液との物理的な特性の違いを検知するための少なくとも 一つのセンサ要素を備えるセンサ装置を有することができる。 本発明は、チャネルが形成されるべき心臓壁の一部を除去するための組織除去 エネルギ源を備え心室に経皮的に挿入するためのカテーテルを有する、心臓の経 皮血行新生術時のチャネル深さを監視するための計測システムも特徴とする。セ ンサ装置は、少なくとも心臓組織と血液のいずれか一方を介して伝播させるため の信号を伝送するためのトランスミッタと、トランスミッタからの信号を検知す るためカテーテルの先端部近傍の検知要素とを有している。センサ装置に応答す る検出回路は心室内のチャネルの先端位置を決定する。 好ましい実施形態において、信号は光信号あるいは音響信号であるとしてよい 。 本発明は、チャネルが形成されるべき心臓壁の一部を除去するための組織除去 エネルギ源を備え経皮的に心室に挿入するためのカテーテルを有する、心臓の経 皮血行新生術時のチャネル深さを監視するための計測システムも特徴とする。カ テーテルの先端部近傍の少なくとも一つのセンサ要素を有するセンサ装置は心臓 組織と血液によってセンサ要素に及ぼされた力の違いを検知し、かつこのセンサ 装置に応答する検出回路は、心室内のチャネルの先端位置を決定する。 好ましい実施形態において、センサ要素は、抵抗部材、容量性部材、もしくは 圧電部材とすることができる。 好ましい実施の形態の開示 他の目的、特徴、及び有利点は、以下の好ましい実施形態、および添付の図面 の記載から当業者に理解されよう。 図１は、先端部が心室（通常左心室）内に配置されたカテーテルを示すヒトの 心臓の一部破断された３次元図である。 図２は、図１のカテーテル先端部の拡大詳細図である。 図３は、本発明によるカテーテルと検出回路の概略図である。 図４は、本発明によるカテーテル先端部の選択的な構成の概略図である。 図４Ａは、本発明による双極先端部の側断面図である。 図４Ｂは、図４Ａの４Ｂ−４Ｂ線に沿って切り取られた断面図である。 図５は、本発明によるカテーテル先端部の選択的構成の図２と同様の拡大詳細 断面図である。 図６は、図５の先端部上に及ぼす外力の効果を読むためのインピーダンスメー タあるいは電圧メータを示す図５の６−６線に沿って切り取られた断面図である 。 図７は、図５及び図６の先端部上に作用された圧力の変化による静電容量、抵 抗、あるいは電圧における特徴的な変化を示している。 図８は、図５の先端部を使用するための検出回路の概略図である。 図９は、本発明による機械的停止部を有するカテーテルの先端部の概略図であ る。 図１０は、図９に示された停止部と同様の調整可能な機械的停止部の概略断面 図である。 図１１は、チャネル貫通を感知するための分離超音波システムを有する超音波 除去カテーテル先端部の順次移動を示す概略図である。 図１２は、チャネル貫通を感知するための超音波除去エネルギを使用する超音 波除去カテーテル先端部の概略図である。 図１３は、図１１の先端部を使用することができる検出回路のより詳細な概略 図である。 図１４は、図１２の先端部を使用することができる検出回路のより詳細な概略 図である。 先端が心室（通常左心室）内に配置された先端部１４を備え大動脈を介して挿 入された本発明によるカテーテル１２を有するヒトの心臓１０が図１に示されて いる。先端は血液１５に浸かっておりかつ左心室の壁部１７に向かっている。カ テーテル１２の基端部におけるハウジング２３は、除去エネルギ源２５と検出回 路２７とを有している。先端部１４の拡大詳細図（図２）は、先端部が例えば、 電極、音響トランスデューサ、または光学レンズに対するエネルギを与えるため の導管１６を有していることを示している。図２の構造において、光学レンズ１ ８は、心臓壁内の組織を除去しかつチャネル２１を形成するために地点２０にエ ネルギを集中させる。先端部１４は、トランスミッタ２２を有する感知部材を有 している。このトランスミッタは、信号あるいは発光２３を放出する音響的ある いは光学的とすることができる。信号あるいは発光２３は、心室内の血液を介し て渡されかつ一つまたは二つ以上のセンサ要素２４ａ〜２４ｎにより受け取られ る。各センサ要素はそれぞれ音響的センサあるいは光学的センサとすることがで きる。光学的もしくは音響的なこの放射２３は、血液及び心臓組織のうちの一方 よりも他方によって減衰するように選択される。よって、レンズ１８からのエネ ルギを使用する先端部１４が心臓壁にチャネル２１を形成する際に、一連のセン サ要素２４ａ〜２４ｎにより感知される信号の変化によっていかに深く先端部が 心臓壁の中へ差し込まれるかを示す。その数が大きければ大きいほど、かつセン サ要素２４ａ〜２４ｎの間隔が狭くなるほど、差込の分解能が高くなる。 トランスミッタ２２（図３）は、ワイヤ３０、コネクタ３２，３４、及びワイ ヤ３６を介して、トランスミッタ駆動回路３８を有する検出回路２７に結合して いる。このトランスミッタ駆動回路は、トランスミッタ２２への一連の出力パル ス４０の信号を与える。センサ要素２４ａ〜２４ｎは、ワイヤ４２ａ〜４２ｎ、 コネクタ３２，３４、及びワイヤ４４ａ〜４４ｎを介して、各レシーバ回路４６ ａ〜４６ｎに結合されている。コンパレータ４８ａ〜４８ｎは、各レシーバ回路 ４６ａ〜４６ｎ内において、所定レベル４９で入力信号をしきい値処理する。こ こで、例えばトランスミッタ２２により発生する発光信号２３が血液１５により 弱められるよりもさらに組織１７によって弱められるということを仮定している 。反射信号がしきい値４９を越えている場合には、システムはその信号を与えて いる特定のセンサが依然として心室内の血液に向いていると理解する。他方、し きい値以下の信号が戻ってきたセンサ要素は、穴が開けられたチャネル内の組織 に近接していると解釈する。よって、センサ要素２４ａは、センサ要素が依然と して血液１５内に浸されているということを示すしきい値４９をはるかに越えて いる信号５０を出力する。よって、レシーバ回路４６ａは、ライン５２ａに血液 に面していることを示す信号を送出する。センサ要素２４ｎ（心臓壁１７内の穴 が開けられた通路２１に途中まで下がっている）は、トランスミッタ２２から減 衰した出力信号４０を受け取る。このため、反射信号５８はしきい値４９よりも 低く、よってレシーバ回路４６ｎ内のコンパレータ４８ｎは組織がセンサ要素２ ４ｎに面していることを示す信号をライン５２ｎに送出する。ＬＥＤ表示器６２ のような表示器が、レシーバ４６ａ〜４６ｎにより駆動されてもよく、このため センサ要素２４ａ〜２４ｎが組織に徐々に向き合うほど、ＬＥＤ表示要素６４に 電圧が徐々に加えられる。例えば、ＬＥＤ表示器６２内の６つのＬＥＤ表示要素 が、通常５ｍｍ〜１０ｍｍの差込深さを表している。 この特定の例においては、組織の方が信号をより大きく弱めるものとして説明 したが、このことは本発明にとって必要な限定事項ではない。つまり、血液が信 号を大きく弱める場合もある。あるいは、両者のうちの一方が完全に信号をブロ ックする一方で、他方が信号をよく伝達するあるいはよく通過させる場合もある 。レシーバ回路４６ａ〜４６ｎの出力５２ａ〜５２ｎは、全てのレシーバ４６ａ 〜４６ｎからの信号を積算しかつコンパレータ７２へ累積出力を提供する積算器 ７０にも与えられる。ここで、この累積出力と深さセット値入力回路７４からの 所定の深さセット値とが比較される。レシーバ回路４６ａ〜４６ｎの全出力の積 算値が回路７４からの所定の深さセット値を越えた場合に、コンパレータ７２は 信号をレーザ７６に提供し、このためこの信号が導管１６（この場合ファイバ光 学要素となる）へのエネルギの導入を停止する。あるいは、レーザ７６は先端部 にて音響的トランスデューサを駆動することできる電気的エネルギ源により置換 されうる。 選択的な構成において、カテーテル１２’（図４）は、導管用に、レーザの代 わりに電源７６’により駆動される導電ワイヤ１６’を有することができる。ワ イヤ１６’は少なくとも一つの電極１８’と結合している。一つの電極を用いる ことで単極システム（unipolar system）が形成される。二つの電極を用いるこ とで双極システム（bipolar system）が形成される。双極システムは図４Ａ及び 図４Ｂにて示されている。ここで導管１６’は、適切な絶縁体１９を備える中央 導体１６’−１と同軸導体１６’−２とを有し、それぞれ電極１８’−１及び電 極１８’−２で終端している。一つあるいは二つ以上のさらなるセンサ要素８０ がセンサ要素２４ａ〜２４ｎに加えて使用されてもよい。 その他の構成において、先端部１４’’（図５）は、抵抗性材料、静電容量性 材料、あるいは圧電性材料（圧電性材料は、強誘電性材料、強磁性材料、及び従 来の圧電性材料を示す）、あるいは先端部上に作用された力を定めるための応力 検知カップリング（force sensing coupling）を使用することができる。血液と 心臓組織とにより先端部に付与される力の違いは、心臓壁への先端部１４’’の 差込深さの表示として検出されうる。この構成において、ワイヤ９４により検出 回路と相互連結された一般の円周電極９０と、それぞれワイヤ１００，１０２に より検出回路と相互連結された２つの分離した追加の電極９６，９８とが配置さ れてもよい。これらの電極間の環状媒体１０４は、抵抗性材料（抵抗が圧力の影 響下で変化する）とすることができ、あるいは、環状媒体は誘電性材料とするこ とができ、このため誘電性材料内の各電極はキャパシタンス（キャパシタンスが 圧力の影響下で変化する）として作用する。あるいは、媒体１０４は圧電性材料 （媒体に作用された圧力に応じて電圧出力が変化する）とすることができる。こ れらの実施構成のうちのいずれかが選択されようとも、各電極（例えば電極９０ ，９６）からの出力が、ワイヤ９４，１００（図６）を介して検出部材（図には メータ１１０として示されている）に与えられる。検出部材は、検知された静電 容量、抵抗、あるいは電圧のレベルを示す。図７における特性圧力曲線１０１か ら分かるように、このレベルに応じて、特定の静電容量、抵抗、あるいは電圧に 比例する換算された圧力が決められる。その後、特定のセンサが組織あるいは血 液に面しているかが決められる。例えば、しきい値Ｐ_tを上回る場合には、特定 のセンサが組織に面している。しきい値Ｐ_bを上回っている場合には、センサ要 素は依然として血液に面しているということを決めることができる。 通常の実施において、センサ装置は複数のセンサ要素を有し、そのため複数の 電圧メータ／抵抗メータ／静電容量メータ１１０ａ〜１１０ｎ（図８）が存在す る。これらのメータの出力は、図３に対して前述したように、積算器７０’及び 表示器６２’に与えられる。図８において、コンパレータ７２’及び深さセット 値入力回路７４’を有する積算器７０’の作動も、図３における各作動と同様の ものである。 機械的停止部１３０（図９）を設けることもできる。その場合には、この停止 部１３０によって制限される程度の深さに心臓壁１７内に先靖部１４’’’を差 し込むことができる。停止部１３０は先端部１４’’’から半径方向外側に延び ている。機械的停止部１３０は一つあるいは二つ以上のセンサ要素１３４ａ〜１ ３４ｎを具備することもできる。これらのセンサ要素は、例えば、望ましい差込 限界に到達したことを表示する際に、血液１５により作用された圧力とは対称的 に、心臓壁１７によりセンサ要素に作用された増大した圧力を感知する。本発明 の特定の構成のみをいくつかの図面に示し、その他のものについては示されてい ないけれども、これは、これらの各特徴的構成は、本発明により、その他のいく つか又は全ての特徴的構成と組み合わせ得ることを示唆するものである。 停止部材１３０による制限セットは、停止カテーテル１４０（図１０）を提供 することにより調整可能にすることができる。このカテーテルは、カテーテル１ ２をぴたりと覆い、かつ前方端部停止部１３０’上にて担持されている。ロッキ ングノブあるいは止めナット１４２が停止カテーテル１４０をカテーテル１２上 で前方あるいは後方に滑動させるために弛められ、機械的停止部１３０’の所望 の位置にセットする。その後、ロッキングノブあるいは止めナット１４２が締め られて、停止カテーテル１４０をカテーテル１２上のその位置に固定する。選択 された限界距離が容易に決められるように、計測刻線（ruled gauging line）１ ４４を具備することができる。 このように、除去／計測機能が独立して作用するように示したが、このことは 本発明を限定するものではない。例えば、除去エネルギ（例えば光学的、超音波 ）を伝播させることが可能な点において、心臓壁１７の境界（例えばチャネル２ １の先端１５６における血液と心臓壁との境界）から、あるいは心臓壁１７と周 囲を取り囲む流体１６０との境界１５８から、エネルギが反射される１５４際に 、この除去エネルギ１５０（図１１）がセンサ１５２により感知され、内表面１ ５７（チャネル深さ）あるいは外側表面１５９（残りの璧部厚さ）に対するチャ ネルの先端１５６の位置が決められる。さらに、超音波エネルキが使用される場 合には、超音波トランスデューサ１６２（図１２）（除去超音波エネルギ１６４ を放出する）が使用され、チャネルの先端に位置する同じ心臓壁の境界から反射 した超音波エネルギ１６６を感知することができる。 図１１及び図１２の装置と関連する検出回路が、それぞれ図１３及び図１４に 示されている。検出回路２７ａ（図１３）において、パルス発生器２０１が時刻 ｔ₁パルス２０２をライン２０３，２０４に沿って信号プロセッサ２０５、及び 超音波検出器２０６にそれぞれ放出する。その後、超音波検出器２０６は、超音 波２０７（組織２０８を介して伝達され、かつ組織境界２０９から反射される） を放出する。反射された波２１０は超音波検出器２０６、あるいは（分離した検 出器が使用される場合には、破線により検出器を介して示されるように）２０６ ’により吸収される。吸収された波が時刻ｔ₂にパルス２１１を生成し、その後 ライン２１２を介して信号プロセッサに送られる。この信号プロセッサは、第１ 入カパルス２０２と応答パルス２１１との間の時間差ｔを備え、かつ波形２１３ （波が境界に向けて進みかつ検出器に戻ってくる往復時間に対応する）を放出す る。波形２１３は、ライン２１４，２１５に沿ってそれぞれコンパレータ２１６ 及び立上り検出器２１７に進む。立上り検出器はパルス２１８を生成する。この パルスは、波形２１３の立上り２２１が立上り検出器２１７により認められると 即座に、ライン２１９を介して放出される。パルス２１８によりユーザ入力コン トロール２２０が、ライン２２３を介して前もって選択された波形２２２をコン パレータ２１６に放出することが可能である。波形２２２は、超音波が組織内を セット距離（例えば、５ｍｍ）だけ進み、かつ境界から波源へ反射して戻って来 るために与えられた時間長さt_iに対応して選択される。その後、コンパレータ２ １６はｔとt_iとを比較し、t_i≧ｔの場合には表示ランプ２２４及び／またはブザ ー２２５をオンにし、予め選択された深さに到達したことを表示する。パルス２ ０２は組織を除去してチャネルを形成するほどの周期及び／または振幅とするこ とができ、かつ伝達された波２０７は除去の残りとすることができる。 図１４は、パルス発生器２０１ａがチャネルを形成するべき組織を除去するた めの超音波検出器２０６にライン２２８を介して処置パルスを発生することを除 いて同一である。パルス２２７はパルス２０２（図１３）とは周波数、振幅、及 び／または位相について異なっている。 図４におけるチャネル２１’は先端部１４’の差込と同程度の深さに示されて いるが、これは本発明に必要な限定ではなく、図９に示されているように、チャ ネル２１’’’は先端部１４’’’を越えて延びてもよく、通常このように延び ている。 その他の実施形態は、当業者にとっては明らかであり、かつ請求の範囲内であ る。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 リンハーレス，ステファン ジェイ アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02780 トーンタン トレモント ストリ ート 78 (72)発明者 ルドゥコ，ロバート アイ アメリカ合衆国 マサチューセッツ 01746 ホリストン ショート ロード ４ (72)発明者 ウッドラフ，アイリーン エー アメリカ合衆国 マサチューセッツ 02054 ミリス プレザント パーク 11

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． チャネルが形成されるべき心室の一部の壁部を除去するための組織除去エ ネルギ源を有し、該心室に経皮的に挿入するためのカテーテルと、 前記チャネル近傍の前記心室壁の境界を感知するための、前記カテーテルの 先端部近傍に位置するセンサ装置と、 前記心室内の前記チャネルの先端位置を定めるための、前記センサ装置に応答 する検出回路と、 を備えることを特徴とする心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するた めの計測システム。 ２． 前記エネルギ源が、前記カテーテルの基端部にあり、かつ前記カテーテル の先端部に向けて前記除去エネルギを搬送し、かつ前記先端部から該除去エネル ギを取り出すための導管を有することを特徴とする請求項１記載の心臓の経皮血 行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ３． 前記エネルギ源はレーザであることを特徴とする請求項２記載の心臓の経 皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ４． 前記導管が、ファイバ光学要素を有していることを特徴とする請求項３記 載の心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ５． 前記導管が、前記カテーテルの基端部にて電源を有し、かつ該導管が該カ テーテルを介して延びている電気伝達手段を有していることを特徴とする請求項 １記載の心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム 。 ６． 前記エネルギ源が、前記電気伝達手段と相互連結された前記カテーテルの 先端部にて、超音波トランスデューサを有していることを特徴とする請求項５記 載の心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ７． 前記エネルギ源が、前記電気伝達手段と相互連結された前記カテーテルの 先端部に電極を有していることを特徴とする請求項５記載の心臓の経皮血行新生 の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ８． 前記エネルギ源２が、前記電気伝達手段と相互連結された前記カテーテル の先端部に二つの反対極の電極を有していることを特徴とする請求項５記載の心 臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ９． 前記センサ装置が、前記心室壁から反射された前記除去エネルギを感知す るためのセンサを有していることを特徴とする請求項１記載の心臓の経皮血行新 生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 １０． 前記センサ装置が、感知エネルギを放出するためのトランスミッタ要素 と、前記心室壁からの該感知エネルギの反射を感知するためのセンサ要素と、を 有していることを特徴とする請求項１記載の心臓の経皮血行新生の際にチャネル 深さを監視するための計測システム。 １１． 前記センサ装置が、前記心室壁と該心室壁内の前記血液との間の特性の 違いを感知するためのセンサ手段を有していることを特徴とする請求項１記載の 心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 １２． 前記検出回路が、前記心室壁内に形成された前記チャネルの前記深さを 定めるための手段を有していることを特徴とする請求項１記載の心臓の経皮血行 新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 １３． 前記検出回路が、前記心室壁に形成された前記チャネルを越えて前記心 室壁の残りの厚さを定めるための手段を有していることを特徴とする請求項１記 載の心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 １４． 前記センサ要素が容量性部材であり、かつ検出された前記物理特性が前 記先端部に作用された力であることを特徴とする請求項１１記載の心臓の経皮血 行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 １５． 前記センサ要素が抵抗性部材であり、かつ検出された前記物理特性が前 記先端部に作用された力であることを特徴とする請求項１１記載の心臓の経皮血 行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 １６． 前記センサ要素が圧電性部材であり、かつ検出された前記物理特性が前 記先端部に作用された力であることを特徴とする請求項１１記載の心臓の経皮血 行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 １７． 前記検出回路は、所定の深さに到達した場合に、前記組織除去エネルギ の放出を停止する手段を有していることを特徴とする請求項１記載の心臓の経皮 血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 １８． チャネルが形成されるべき心室の一部の壁部を除去するための組織除去 エネルギ源を有し、該心室に経皮的に挿入するためのカテーテルと、 前記カテーテル先端部が穴の開けられた前記チャネルを貫通することを物理的 に制限するために、前記先端部を越えて半径方向に延びている機械的停止部と、 を備えることを特徴とする心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するた めの計測システム。 １９． 前記機械的停止部が、前記カテーテルに沿って長さ方向に移動可能とさ れ、前記先端部の貫通限界を調整できることを特徴とする請求項１８記載の心臓 の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ２０． 前記機械的停止部が、前記心臓組織と前記心室内の血液との間の物理的 特性の違いを感知するための少なくとも一つのセンサ要素を有していることを特 徴とする請求項１８記載の心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するた めの計測システム。 ２１． 前記検出回路が、所定の深さに到達したときに、前記組織除去エネルギ の放出を停止するための手段を有していることを特徴とする請求項１８記載の心 臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ２２． チャネルが形成されるべき心臓の一部の壁部を除去するための組織除去 エネルギ源を有し、該心室に経皮的に挿入するためのカテーテルと、 心臓組織と血液の少なくとも一方を介して伝播させるための信号を伝達するた めのトランスミッタを有するセンサ装置と、該トランスミッタからの信号を感知 するための前記カテーテルの先端部近傍の検知要素と、 前記センサ装置に応答し、かつ前記心室内の前記チャネルの端部の位置を決定 するための検出回路と、 を備えることを特徴とする心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するた めの計測システム。 ２３． 前記信号が光学的信号であることを特徴とする請求項２２記載の心臓の 経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ２４． 前記信号が音響信号であることを特徴とする請求項２２記載の心臓の経 皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ２５． 前記検出回路が、所定の深さに到達したときに、前記組織除去エネルギ の放出を停止するための手段を有していることを特徴とする請求項２２記載の心 臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ２６． チャネルが形成されるべき心臓の一部の璧部を除去するための組織除去 エネルギ源を有し、該心室に経皮的に挿入するためのカテーテルと、 心臓組織と血液とによりセンサ要素に作用された力の違いを感知するために前 記カテーテルの先端部近傍に少なくとも一つのセンサ要素を有するセンサ装置と 、 前記センサ装置に応答し、前記心室内の前記チャネルの先端の位置を検出する ための検出回路と、 を備えることを特徴とする心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するた めの計測システム。 ２７． 前記センサ要素が抵抗性部材であることを特徴とする請求項２６記載の 心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ２８． 前記センサ要素が容量性部材であることを特徴とする請求項２６記載の 心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ２９． 前記センサ要素が圧電性部材であることを特徴とする請求項２６記載の 心臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。 ３０． 前記検出回路が、所定の深さに到達したときに、前記組織除去エネルギ の放出を停止するための手段を有していることを特徴とする請求項２６記載の心 臓の経皮血行新生の際にチャネル深さを監視するための計測システム。