JP2001504363A - 内部組織領域を可視化するためのシステム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 造影要素は、造影要素によって可視化された組織内のコントラスト媒体の灌流パターンを分析して梗塞した組織を同定することにより、組織の形態を特徴づける。好適な実施において、心臓領域に導入されたカテーテルチューブが、造影要素、および造影要素から間隔のあいた支持構造を担持している。支持構造は、心臓内組織に接している。造影要素は、造影要素が組織を可視化するときに移動する。選択された電気的事象は、周囲の心筋組織において感知され、そのことが、造影要素の動きを規制する。支持要素は、移動する造影要素が組織を可視化する際に、造影要素を安定化し、動的な力の存在にもかかわらず、除去されること及び方向を見失うことに対する抵抗を提供する。

Description

【発明の詳細な説明】 内部組織領域を可視化するためのシステム発明の分野 一般的な意味において、本発明は、ヒトの身体の内部領域を可視化するための システムに関する。より詳細な意味において、本発明は、心臓病を処置するため に心臓組織をマッピングまたは切除するためのシステムに関する。発明の要旨 本発明は、身体の内部領域の画像を得るために改善されたシステムを提供する 。 １つの好ましい実施態様において、このシステムは、カテーテルチューブを心 臓領域へ導入することによって心臓組織を分析する。カテーテルチューブは、造 影要素、および心臓領域中の造影要素から離れた心内膜組織に接触する、造影要 素から間隔をおいて配置された支持構造を担持する。このシステムは、造影要素 が心臓領域中の組織を可視化しながら造影要素を移動させる。このシステムはま た、周囲の心筋組織における選択された電気的事象を感知し、そして選択された 電気的事象に対する造影要素の動きを調節する。１つの実施において、造影要素 の動きがエレクトログラムのＱＲＳに対し調節される。別の実施において、造影 要素の動きがエレクトログラム活性化のタイミングに対し調節される。調節は、 可視化を、心周期の拡張終期または収縮末期のいずれかと同期させる。支持要素 は、組織を可視化しながら移動する造影要素を安定させ、動的な力が存在するに もかかわらず除去されることまたは方向の狂いに対する抵抗性を提供する。 別の好ましい実施態様において、このシステムは組織形態を特徴づける。この システムは、超音波造影要素を担持するカテーテルチューブを内部組織領域へ導 入する。このシステムは、超音波造影要素を稼動させて周囲の組織を可視化する 。このシステムは、音響特性に優れた（ｅｃｏｌｕｓｃｉｅｎｔ）なコントラス ト物質を、周囲の組織へ運ばれる血液へ導入する。このシステムは、造影要素に よって可視化される組織中の媒体の灌流パターンを分析することによって組織形 態 を特徴づける。１つの実施において、このシステムは、梗塞組織を同定するため に心筋組織中の媒体の灌流パターンを分析する。分析は、可能な切除部位の同定 、所望の病変特性の識別、多形性基体の特徴づけ、または梗塞組織の境界の同定 のために役立ち得る。好ましい実施において、このシステムは、造影要素から離 れた組織領域中の組織に接触する、造影要素から間隔をおいて配置された支持構 造を使用して造影要素を安定させる。図面の簡単な説明 図１は、造影プローブを担持する支持構造を備える、組織可視化のためのシス テムの平面図である； 図２は、外側の摺動可能なシース内の折りたたまれた状態の図１の造影プロー ブおよび支持構造の側断面図である； 図３は、図１に示される支持構造の一部分を形成するスプラインの一部分の側 断面図である； 図４Ａおよび４Ｂは、心臓チャンバ内における、図１に示される支持構造およ び造影プローブの配置の側断面の、いくらか模式的な図である； 図５Ａは、図１に示される支持構造および造影プローブの側断面図であり、身 体領域内に位置する場合に造影プローブが移動され得る種々の経路を示す； 図５Ｂは、別の実施態様の、造影プローブ、および単一のスプライン要素を備 える支持構造の側面図である； 図６は、１つの実施態様の支持構造および造影プローブの拡大図であり、ここ で造影プローブは、回転する超音波トランスデューサ結晶を備える； 図７は、別の実施態様の支持構造および造影プローブの拡大図であり、ここで 造影プローブは、光ファイバアセンブリを備える； 図８は、図１に示される支持構造および造影プローブの部分側断面、斜視、お よび大部分が模式的な図であり、ここで造影プローブは、組織灌流を造影するこ とによって可能な切除部位を同定するためにコントラスト心エコー検査を行うた めのシステムに結合される； 図９は、図１に示される支持構造および造影プローブの部分側断面および大部 分が模式的な図であり、造影プローブに接続された電気機械的な軸変換器を含む ； 図１０は、支持構造および造影プローブを示す側断面図であり、その性質上い くらか模式的であり、ここで構造およびプローブの両方が電極を担持する； 図１１は、図１０に示される支持構造の一部を形成する、電極を担持するスプ ラインの一部の側断面図である； 図１２は、心臓の側断面図、および別個の遊動する、マッピング電極、ペーシ ング電極、または切除電極に結合して使用される図１０に示される支持構造およ び造影プローブの斜視図である； 図１３Ａは、切除エネルギーをイオン的に移動し得る拡大された多孔性のボデ ィを備える支持アセンブリの一部破砕側面図であり、ここでボディが内部造影プ ローブを担持する； 図１３Ｂは、図１３Ａに示される多孔性ボディの側立面図であり、ここで多孔 性ボディが、内部身体領域へ導入するための折りたたまれた状態で示される； 図１４は、図１３Ａおよび１３Ｂに示される多孔性ボディおよび造影プローブア センブリを内部において担持する支持アセンブリの側面図である； 図１５は、可動造影プローブを内部に担持する支持構造の、形態がいくらか模 式的である側面図であり、この支持構造はまた長い病変パターンを作成するよう なサイズの複数の電極を担持する； 図１６は、代表的な小さい組織病変パターンを表す図である； 図１７は、代表的なより大きい組織病変パターンを表す図である； 図１８は、代表的な長い組織病変パターンを表す図である； 図１９は、代表的な複雑で長い組織病変パターンを表す図である； 図２０は、代表的な断片的な組織病変パターンを表す図である； 図２１は、支持構造を示す、形態がいくらか模式的である側断面図であり、こ こで支持構造は、この支持構造によってまた担持される電極によって感知される 心臓内活性化にしたがってゲート制御される画像獲得要素をその内部に担持する ； 図２２は、支持構造の、形態がいくらか模式的である側断面図であり、ここで 支持構造は、圧電材料の異なる平面セクション上に刻まれた複数のトランスデュ ーサパネルを含む位相化（ｐｈａｓｅｄ）トランスデューサアレイを備え、拡大 された斜視図でまた示される画像獲得要素をその内部に担持する； 図２３は、支持構造の側断面図であり、ここで支持構造は、可撓性スプライン 要素上に担持される位相化多重トランスデューサアレイを備える画像獲得要素を その内部に担持する； 図２４は、支持構造の側断面図であり、ここで支持構造は、伸長可能および折 りたたみ可能なボディ上で担持される位相化多重トランスデューサアレイを備え る画像獲得要素をその内部に担持する； 図２５は、支持構造の、形態がいくらか模式的である側断面図であり、ここで 支持構造は、光学的コヒーレンスドメイン反射率計を備える画像獲得要素をその 内部に担持する； 図２６は、位置決めマトリクス（図１０に示される）の作成が構造内の造影プ ローブを案内することを可能にするように、機械読み出しコードを使用して支持 構造の物理的特性を同定するためのシステムの模式図である； 図２７は、図２６に示される支持構造の個々の物理的特性を同定するために使 用される機械読み出しコードの１つの実施の模式図である；および 図２８は、図２６に示される支持構造の個々の物理的特性を同定するために使 用される機械読み出しコードの別の実施の模式図である。好適な実施形態の説明 図１は、本発明の特徴を実施した、生体の内部領域を可視化するシステム１０ を示す。本発明は、診断的または治療的目的で、身体の管腔(lumens)、チャンバ (chambers)または腔(cavities)の内部における使用に良く適合している。特に本 発明は、煩雑で侵襲的な外科的な手順を行うことなく、例えば血管系または消化 管を通して内部身体領域へのアクセスが得られる、カテーテルベースの手順に役 立つ。 本発明は、疾患を診断または処置するために様々な身体領域内で使用され得る 。例えば、本発明の様々な局面は、心室性頻拍または心房性細動のような心臓内 の 不整脈状態の診断および処置の用途に用いられる。本発明は、例えば血管形成術 またはアテローム切除術に関連する脈管内の病気の診断または治療の用途にも用 いられる。本発明の様々な局面は、胃腸管、前立腺、脳、胆嚢、子宮および他の 生体領域内の病気の診断または治療の用途にも用いられる。 Ｉ．診断的目的のための可視化 図１に示す実施形態において実施されるように、本発明は、その中に造影また は可視化プローブ３４を有する支持構造２０を備えるシステム１０を提供する。 図１に示すように、システム１０は、近位端１４および遠位端１６を持つ可撓性 のカテーテルチューブ１２を含む。近位端１４は、取り付けられたハンドル１８ を有する。遠位端１６は、支持構造２０を有する。 Ａ．支持構造 支持構造２０は、様々な方法で構成され得る。好適な実施形態の１つ（図１に 図示）においては、構造２０は、２つ以上の可撓性スプライン要素２２を有する 。図１において、支持構造２０は、８つのスプライン要素２２を含む。無論、こ れよりも少ないまたは多くのスプライン要素２２が存在し得る。例えば、図５Ａ は、概ね反対方向に互いに間隔を空けたたった２つのスプライン要素２２を含む 支持構造２０を示す。別の例として、図５Ｂは、唯一のスプライン要素２２を備 える支持構造２０を示す。図５Ｂにおいて、スプライン要素２２の遠位端２３は 、カテーテルチューブ１２に設けられたスタイレット２５に取り付けられている 。スタイレット２５は、遠位端２３を（矢印２７で示すように）カテーテルチュ ーブ１２の軸に沿って動かして、スプライン要素２２の屈曲を調節する。 図３に示すように、好ましくは、各スプライン要素２２が、可撓性の電気的に 非伝導性のスリーブ３２内に包囲された可撓性のコアボディ８４を備える。スリ ーブ３２は、例えば、ポリエチレンまたはポリウレタンのようなポリマー性で電 気的に非伝導性の材料から作られる。スリーブ３２は、好ましくは、コアボディ ８４を中心に熱収縮される。 コアボディ８４は、弾力性の不活性なワイヤまたはプラスチックから作られる 。ニッケルチタン（NITINOLとして市販される材料）のような弾性の形状記憶材 料(Elastic memory material)が使用され得る。弾力性の射出成形されたプラス チ ックまたはステンレス鋼も使用され得る。好ましくは、コアボディ８４は、薄い 直線的な小片(rectilinear strip)である。直線的な断面は、コアボディ８４の 長手方向軸を中心とした捻りに対する耐性を発揮し、これにより、構造的安定性 および良好な生物力学的特性を与える。必要に応じて、円筒形のような他の断面 構成も使用され得る。 スプライン要素２２のコアボディ８４は、遠位ハブ２４およびベース２６の間 で長手方向に延びる。ベース２６は、カテーテルチューブ１２の遠位端１６に設 けられる。図１に示すように、各コアボディ８４は、凸状のバイアス(convex bi as)をつけて予め形成されており、これにより、主要中心軸８９を中心として膨 張する、通常開いた立体バスケット構造を形成する。 図２に示すように、図示した好適な実施形態においては、システム１０は、カ テーテルチューブ１２を中心にして設けられる外側シース４４を含む。シース４ ４は、カテーテルチューブ１２の外径よりも大きな内径を有する。結果的に、シ ース４４は、カテーテルチューブ１２の外側に沿って摺動する。 順方向移動（矢印４３）によって、支持構造２０の外側で摺動可能シース４４ が進む。この位置では、血管または他の身体通路(body passage)を通した所期の 内部部位への導入のために、摺動可能シース４４が支持構造２０を圧縮して折り 畳み、収縮状態(low profile)（図２に図示）にしている。 逆方向移動（矢印４５）によって、摺動可能シース４４は、支持構造２０から 離れる方向に退避する。これにより、圧縮力が除去される。自由になった支持構 造２０が（図１に示すように）開き、その立体形状をとる。 （ｉ）支持アセンブリの展開 支持構造２０を展開する方法は、無論、アクセスしようとする特定の身体内領 域(inter-body region)によって変わる。図４Ａおよび図４Ｂは、心臓チャンバ への血管アクセスが必要な場合に使用可能な代表的な展開技術を示す。 外科医は、不活性プラスチック材料（例えば、ポリエステル）から作られる、 皮膚穿刺(skin-piercing)カニューレ８６を有する誘導子(introducer)８５を用 いる。カニューレ８６は、例えば大腿動脈８８への経皮的アクセスを確立する。 誘導子８５の外部端は、アクセス箇所からの血液または他の流体の流出をブロッ クするための従来の止血弁９０を含む。この弁は、従来の溝付き膜または従来の シャッタ弁構成（図示せず）の形態を取り得る。使用に適した弁９０は、B．Bra un Medical Company(Bethlehem，Pennsylvania)から入手可能であり得る。誘導 子８５は、無菌の生理食塩水を導入して弁９０の領域を定期的に洗浄するための フラッシングポート(flushing port)８７を含む。 図４Ａに示すように、医師は、誘導子８５を通してアクセスする動脈８８内へ とガイドシース９２を進める。動脈８８を通して心臓９４へのガイドシース９２ を向けるのを助けるために、ガイドカテーテルまたはガイドワイヤ（図示せず） がガイドシース９２と関連して使用され得る。本明細書中において、心臓９４お よび身体の他の内部領域の図は、全ての詳細部について解剖学的に正確であるよ うには意図されていないことに留意されたい。これらの図は、本発明の特徴を示 すために必要な程度に概略的に解剖学的詳細部を示す。 医師は、Ｘ線透視法または超音波造影等を利用して、動脈８８を通るガイドシ ース９２の進行を観察する。この目的のために、ガイドシース９２は、バリウム のような放射線不透化合物を含む。あるいは、ガイドシース９２の遠位端に放射 線不透マーカーが配置され得る。 このようにして、医師は、動脈８８を通して逆方向に大動脈弁を通過して左心 室９８内へとガイドシース９２を操作する。ガイドシース９２は、侵襲的な心臓 切開外科手術手順なしに、動脈８８を通して心室９８内に入る経路を確立する。 （図１５に示すように）左心房または心室への別のアクセスが望まれる場合には 、左心房および右心房の間の中隔を通して通路を得るために、従来の経中隔(tra nseptal)シースアセンブリ（図示せず）が使用され得る。右心房または右心室へ のアクセスも同じようにして達成されるが、心房中隔を通して経中隔シースを進 めることはない。 図４Ａに示すように、ガイドシース９２が標的領域に配置されると、医師は、 支持構造２０が摺動可能シース４４内に閉じこめられた状態で、ガイドシース９ ２を通して標的領域内にカテーテルチューブ１２を進める。 図４Ｂに示すように、摺動可能シース４４を引き戻すと（図４Ｂの矢印４５を 参照）、構造２０が使用のために標的領域内ではね開く(spring open)。（図４ Ｂに示すように）使用のために展開されると、（図４Ｂにおいて立体的である） 支持構造２０の形状は、スプライン要素２２を周囲の組織塊に密接した状態に維 持する。後により詳細に説明（および図４Ｂに図示）するように、支持構造２０ は開いた内部(open interior)１２を有し、開いた内部１２は造影プローブ３４ を包囲しており、これにより、組織塊が造影プローブ３４に接触することを防ぐ 。 図１および図４Ｂに示すように、可撓性スプライン要素２２の幾何学形状は、 主軸８９を中心として放射対称である。即ち、スプライン要素２２は、概ね等し い円弧間隔または円周間隔で、主軸８９から均一に広がる(radiate)。 要素２２はまた、主軸８９に沿った軸対称の幾何学形状を呈する。即ち、（図 １および図４Ｂに示すように）側方から見たとき、組み立てられたスプライン２ ２の近位および遠位領域は、主軸８９に沿って本質的に同じ曲線幾何学形状を有 する。 無論、必要に応じて、スプライン要素２２は、放射対称または軸対称、あるい は放射対称且つ軸対称の様々な他の幾何学形状を形成し得る。この点に関して、 構造２０の軸方向の幾何学形状は、対称か非対称かを問わず、使用中に構造２０ が占めるであろう身体チャンバの予期される内部輪郭線に最も良く一致するよう に選択される。例えば、心室の内部輪郭は、心房の内部輪郭とは異なる。異なる 非対称形状を有する支持構造２０を提供する能力は、心房での使用のために調整 (tailored)された別個の構成および心室での使用のために調整された別の別個の 構成を提供することを可能にする。心臓内で使用するためのスプライン構造２０ の非対称アレイの例は、1996年10月28日に出願された同時係属中の米国特許出願 第08,742,569号"Asymmetric Multiple Electrode Support Structures"に示され ている。この特許出願を、本明細書中に参考として援用する。 Ｂ．造影プローブ 図５Ａに示すように、支持構造２０内に配置される造影プローブ３４は、カテ ーテルチューブ１２内の中央孔３８を通って延びる可撓性ボディ３６を含む。ボ ディ３６は、カテーテルチューブ１２の遠位端１６を越えて支持構造２０の内部 内へと突出する遠位領域４０を有する。ボディ３６は、補助ハンドル４６が設け られた近位領域４２をも含む。カテーテルチューブ１２の遠位端１６には、ボデ ィ３６を通過させながらカテーテルチューブ１２を通る流体の逆流をブロックす るために、もう１つの従来の止血弁４８が配置される。 遠位ボディ領域４０には画像収集要素５０が設けられる。以下、画像収集要素 ５０をＩＡＥと略記する。ＩＡＥ５０は、構造２０の周囲の領域ならびにその領 域を占める物体および組織の画像を表す可視化信号を生成する。ＩＡＥ５０は、 様々な構成をとり得る。 （ｉ）超音波造影 １つの実施態様において（図６を参照のこと）、ＩＡＥ５０は、超音波トラン スデューサ５２を備える。トランスデューサ５２は、一般に、米国特許第５、３ １３、９４９号に示されるタイプの従来の超音波造影システム５４の一部を形成 する。この特許は、本明細書に参考として援用される。 トランスデューサ５２は、１つ以上の、例えば、５〜２０メガヘルツの周波数 範囲で稼動し得るチタン酸バリウムまたは辰砂から形成された圧電結晶を備える 。その他のタイプの超音波結晶振動子（ｏｓｃｉｌｌａｔｏｒ）も用いられ得る 。例えば、ポリビニリデンジフルオライドおよびビニリデンフルオライド−トリ フルオロ−エレチンコポリマーのような有機エレクトレットもまた用いられ得る 。 造影システム５４は、トランスデューサ結晶５２に連結された送信器５６を含 む（図６を参照のこと）。送信器５６は、トランスデューサ結晶５２の励起のた めの電圧バルス（代表的には、１０〜１５０ボルトの範囲にある）を生成する。 この電圧パルスは、トランスデューサ結晶５２に音波を生成させる。 送信器５６が、トランスデューサ結晶５２に電圧パルスを提供するとき、モー ター５８が（チューブ３６内の孔を通過する可撓性の駆動シャフト５３により連 結されている）トランスデューサ結晶５２を回転する。電圧パルス（そしてそれ 故、音波）の伝達およびトランスデューサ結晶５２の回転は、タイミングおよび 制御要素６０により同期される。代表的には、モーター５８は、トランスデュー サ結晶５２を、所望される画像のフレーム速度に依存して、５００〜２０００ｒ ｐｍの範囲で回転させる。回転するトランスデューサ結晶５２は、それによって これを取り囲むチャンバまたは腔の内側に３６０°のパターンで音波もを発する 。 回転するトランスデューサ結晶５２により走査される、心臓弁（これは図にお いて一般にＴで示される）のような解剖学的構造を形成する組織を含む組織、な らびに内部組織構造および組織上の沈着物または損傷は、音波を散乱する。支持 構造２０もまた、音波を散乱する。散乱波は、回転するトランスデューサ結晶５ ２に戻る。トランスデューサ結晶５２は、散乱波を電気信号に変換する。造影シ ステム５４は、これらの電気信号を増幅するリザーバ５７を含む。造影システム ５４は、タイミングおよび制御要素６０により同期された信号を、既知の表示ア ルゴリズム；例えば、従来のレーダー（ＰＰＩ）アルゴリズムを用いて、トラン スデューサ結晶５２の回転にデジタル的に処理する。これらのアルゴリズムは、 以下で表現されるように、パルス放射と戻りエコーとの間の経過時間（Δｔ）が 、トランスデューサからの組織の距離（ｄ）でなければならないという直接関係 に依存しする： ｄ＝Δｔ／２ｖ ここで、ｖは、周辺媒体中の音の速度である。 デジタル的に処理された信号は、表示ユニット５９に提供される。表示ユニッ ト５９は、例えば、ＣＲＴモニターであり得るスクリーンを備える。この表示ス クリーン５９は、トランスデューサ結晶５２により走査される組織および解剖学 的構造を描く所望のフォーマットの超音波画像またはプロフィールを示す。表示 スクリーン５９は、１次元または多次元心エコー図または非造影Ａモード表示を 提供し得る。制御コンソール（図示せず）は、医師が所望の表示フォーマットを 選択可能なように提供され得る。 （ｉｉ）光ファイバ造影 別の実施態様では（図７を参照のこと）、ＩＡＥ５０は、組織を直接可視化す ることを可能にする光ファイバアセンブリ６２を備える。種々のタイプの光ファ イバアセンブリ６２が用いられ得る。 図示された実施態様は、本明細書に参考として援用される米国特許第４,９７ ６,７１０号に示されるタイプの光ファイバアセンブリ６２を採用する。このア センブリ６２は、ボディ３６の端部に担持される透明のバルーン６４を含む。使 用時には、バルーン６４は、透明のガスまたは液体で膨張され、それによって、 光ファイバチャンネル６６および６８を血液接触から遮蔽する観察ウインドウを 提供する。 チャンネルは、ボディ３６を通過する入来光ファイバチャンネル６６を含む。 チャンネル６６は、光の外部供給源７０に連結している。チャンネル６６は、供 給源７０から光を運搬し、バルーン６４のまわりの組織領域を照らす。 チャンネルはまた、これもまたボディ３６を通過する流出光ファイバチャンネ ル６８を含む。チャンネル６８は、例えば、ハンドル４６上に担持され得るアイ ピース（ｅｙｅ ｐｉｅｃｅ）７２に連結される。アイピース７２を用いて、医 師は、照らされた領域を直接観察し得る。 （ｉｉｉ）その他の造影 ＩＡＥ５０は、その他の画像取得技術を取り込み得る。例えば、ＩＡＥ５０は 、光学的干渉性断層撮影（ＯＣＴ）により画像を得るための装置を備え得る。 図２５に示されるように、ＩＡＥ５０は、光ファイバ経路２２２の遠位端２２ ０を備える。この遠位端２２０は、外側シース２２６内に担持される内側シース ２２４内に埋められている。外側シース２２６は、支持構造２０内で遠位ボディ 領域４０内に延びている。 内側シースは２２４は、レンズ２２８を備え、これに遠位ファイバ経路端部２ ２０が光学的に連結される。内側シース２２４は、外側シース２２６の端部を越 えて延びる斜めの鏡表面２３０中で終わる。この表面２３０は、遠位端２２０の 軸にほぼ垂直である経路に沿って光学的エネルギーを反射する。 モーター２３２は、外側シース２２６内で内側シース２２４を回転する（矢印 ２３７）。レンズ２２８および鏡表面２３０は、回転軸のまわりを走査しながら 、内側シース２２４とともに回転する。第２のモーター２３４は、外側シース２ ２６を横方向に動かし（矢印２３６）、回転の軸に沿って走査する。 光学エネルギーの供給源２３８は、光学的カップラ２４０を通じて光ファイバ ー経路２２２に連結される。供給源２３８は、好ましくは１０マイクロメーター より小さな、短いコヒーレント長の光学的エネルギーを生成する。供給源２３８ は、例えば、発光ダイオード、超発光ダイオード、または適切な波長のその他の 白色光供給源、または短パルスレーザーであり得る。 参照光反射器２４２もまた、光ファイバ経路２４４によって光学的カップラ２ ４０に連結される。光学的カップラ２４０は、供給源２３８からの光学的エネル ギーを、光ファイバ経路２２２を通って光学的経路遠位端２２０に、そして光フ ァイバ経路２４４を通って光学的反射器２４２に分割する。 光学的経路遠位端２２０に提供された光エネルギーは、レンズ２２８によって 、表面２３０による組織Ｔへの反射のために伝達される。（解剖学的構造、他の 内部組織断層撮影特徴、および組織上の沈着物または損傷を含む）走査された組 織Ｔは、周辺支持構造２０のように、光学的エネルギーを反射する。反射された 光学的エネルギーは、光学的経路２２２を経由して、光学的カップラ２４０に戻 る。 参照光学的反射器２４２に提供された光学的エネルギーは、反射されて、角に ある立方体の逆反射器２４６および端部鏡２５０によって（影線２３９で描かれ るように）光学的カップラ２４０に戻る。角にある立方体の逆反射器２４６は、 機構２４８上に取り付けられ、これは、角にある立方体の逆反射器２４６を、（ 矢印２４１で描かれるように）光学的経路２４４および末端鏡２５０に向かって およびそれから離れる往復運動をさせる。好ましくは、機構２４８は、一定の比 較的高速度（例えば、１ｃｍ／秒より大きい）で、角にある立方体の逆反射器２ ４６を動かし、ヘテロダイン検出を実施するために用いられるドップラーシフト 調整を引き起こす。 機構２４８により引き起こされる角にある立方体の逆反射器２４６の動きの長 さまたは程度は、少なくとも所望の走査深さの半分よりわずかに大きい。光学的 カップラ２４０と所望の走査深さポイントまでの間の光学的経路２２２の全長長 さもまた、光学的カップラ２４０と端部鏡２５０との間の光学的経路２４４の全 長長さに実質的に等しい。角にある立方体の逆反射器２４６の動きは、反射され た経路長さ２２２および２４４において周期的な差異を引き起こす。 （レンズ２２８からの）光学的経路２２２および（端部鏡２５０からの）光学 的経路２４４から受けた反射は、光学的カップラ２４０により受けられる。光学 的カップラ２４０は、反射された光学的信号を組み合わせる。角にある立方体の 逆反射器２４６の動きに起因して、組み合わされた信号は、反射された経路長さ における差異が、供給源のコヒーレンス長さより小さい反射のために、干渉じま を有している。角にある立方体の逆反射器２４６の動きに起因して、組み合わさ れた信号はまた、瞬間調整周波数を有している。 組み合わされた出力は、光ファイバー経路２５２を介して信号ブロセッサ２５ ４に連結される。信号プロセッサ２５４は、カップラ２４０の光学的出力を電圧 可変電気信号に変換し、これは脱調整され、そしてマイクロブロセッサにより分 析され表示デバイス２５６に画像出力を提供する。 ＯＣＤＲを用いる画像取得および処理のさらなる詳細は、本発明の理解には必 須ではないが、上記で引用されたＳｗａｎｓｏｎの米国特許第５,３２１,５０１ 号に見出され得る。 Ｃ．造影プローブの操作 ＩＡＥ５０の特定の構造に関係なく、ＩＡＥ５０が所望の画像またはプロフィ ールを得るために動作するとき、プローブ３４の遠位領域の周りに配置された支 持構造２０は、周囲の組織の塊Ｔと実質的に接触したままである（図５から図８ を参照）。支持構造２０は、ＩＡＥ５０を安定化し、組織ＴがＩＡＥ５０と接触 するのを防止し、ＩＡＥ５０をできる限り閉塞するように作用する。 ＩＡＥ５０の安定化は、特に、周りの身体チャンバまたは通路１００の幾何学 的形状（例えば、収縮および拡張中の心臓チャンバの内部）が動的に変化してい るとき有用である。これによって、ＩＡＥ５０は、一定の配置および再配置のた めの補助を必要とすることなく、組織および解剖構造Ｔを明視化することが可能 になる。従って、構造２０は、ＩＡＥ５０による標的とされた身体領域の正確な 画像の生成を可能にする。 （ｉ）手動 好ましい実施態様において（図５Ａを参照）、医師は、補助ハンドル４６を押 すまたは引くことによって、構造２０内のＩＡＥ５０を前方および後方（それぞ れ、図５Ａに矢印１０１および１０３で示す）に移動させることができる。ハン ドル４６を（図５Ａにおける矢印１０５の方向に）ねじることによって、医師は また、構造２０内でＩＡＥ５０を手動で回転させ得る。 図示する好ましい実施態様はさらに、身体３６の遠位領域４０、および遠位領 域４０と共にＩＡＥ５０を軸８９を横切って（図５Ａにおいて影線４０で示すよ うに）偏向または操縦するための機構７４を備える。 操縦機構７４の構造は変化し得る。例示する実施態様において、操縦機構７４ は、本明細書で参考のために援用する米国特許第５,３３６,１８２号に示される タイプのものである。この構造の操縦機構７４は、補助ハンドル４６内にアクチ ュエータ７６を備える。例示する実施態様において、アクチュエータ７６は、外 部操縦レバー７８によって回転されるカム輪の形状をとる。このカム輪７６は、 左右の操縦ワイヤ８０の近位端を保持する。操縦ワイヤ８０は、カム輪７６から 身体３６を通して延びる。操縦ワイヤ８０は、遠位領域４０内に存在する弾力的 な湾曲可能なワイヤ８２またはばねの左右両側に接続される。カム輪７６が回転 すると、操縦ワイヤ８０に張力を与え、身体３６の遠位領域４０、および遠位領 域と共にＩＡＥ５０が（図５Ａにおける矢印１０７で示すように）偏向する。 従って、医師は、３つの主要な方向に、構造２０に対してＩＡＥ５０を手動で 移動し得る。第１に、ＩＡＥ５０は、補助ハンドル４６を（矢印１０１および１ ０３の方向に）押すおよび引くことによって、構造２０の軸８６に沿って移動さ れ得る。第２に、ＩＡＥ５０は、補助ハンドル４６を（矢印１０５の方向に）ね じることによって、構造２０の軸８６の周りで回転するように移動され得る。第 ３に、ＩＡＥ５０は、操縦機構７４を（矢印１０７の方向に）操作することによ って、構造２０の軸８６に対して垂直方向に移動され得る。 ハンドル４６のプッシュプルおよびねじり移動と、操縦レバー７８の操作とを 統合させることによって、医師は、ＩＡＥ５０を、実質的に任意の方向かつ構造 ２０内の任意の経路に沿って手動で移動させ得る。これによって、ＩＡＥ５０は 、構造２０の外面と接触しているか、または構造２０自体とは接触せずに配置さ れている組織のロケーションを造影することができる。 （ｉｉ）（画像スライスを得る）自動化 図９は、構造２０内でＩＡＥ５０を操作するための電気機械システム１０２を 示す。このシステム１０２は、ＩＡＥ５０の造影速度を構造２０内のＩＡＥ５０ の動きと同期させる。このシステムは、医師が構造２０を用いて、自動で処理さ れ表示され得る１セットの画像スライスを正確に得ることができるようにする。 システム１０２の詳細は変化し得る。図９に示すように、システム１０２は、 プローブハンドル４６に機械的に連結される長手方向の位置変換器１０４を備え る。変換器１０４は、ハンドル４６に取り付けられた軸ねじ１１１を増加的に移 動させるステッパモーター１０６を備える。モーター１０６は、ねじ１１１を回 転させ、特定の軸方向変換速度でＩＡＥ５０を構造２０内で前方（矢印１０１） または後方（矢印１０３）に移動させる。図９に示すように、軸方向変換中、Ｉ ＡＥ５０を担持する遠位身体領域４０は、好ましくは、横方向の偏向なしにほぼ 直線の形状で維持される。構造２０内のＩＡＥ５０の軸方向変換をＩＡＥ５０の 造影速度と同期させることによって、システム１０２は、ＩＡＥ５０を取り巻く 領域の軸方向に間隔を置いた出力データサンプルスライスとして提供する。 例えば、図６に示すタイプの回転トランスデューサ結晶５２と組み合わせた、 図４に示す一般的なタイプの軸方向変換器１０４の使用は、米国特許第５,４８ ５,８４６号に記載されている。この特許を本明細書では参考のために援用する 。変換器１０４の軸方向変換速度と同期させてトランスデューサ結晶５２を回転 させることによって、システム１０２は、トランスデューサ結晶５２に対して垂 直な領域の軸方向に間隔を置いた３６０°データサンプルスライスを提供する。 従来の信号処理技術は、軸に沿って特定の間隔で取られたデータスライスを３次 元画像に再構築して表示するために使用される。この技術は、公知の比較的安定 した幾何学的形状を有する血管または他の身体領域内の画像を得るために非常に 適している。 鼓動する心臓チャンバ内の画像を得るために用いられると、ステッパモーター １０６は、好ましくは、ゲート回路１９０（図９を参照）によって、例えば図９ に示す表面電極１８８を用いることによって画像収集と同時に取られた心電図の ＱＲＳにゲーティングされる。ゲート回路１９０はまた、（図６を参照しながら さらに詳細に記載したように）造影システム５４と同期されるため、データ画像 スライスは、心臓の鼓動の拡張終期または収縮終期のいずれかに、軸方向に増加 するように記録される。心房を造影するとき、データスライス記録は、好ましく は、ｐ波にゲーティングされる。心室を造影するとき、造影は、好ましくは、ｒ 波にゲーティングされる。 あるいは、回路１９０は、局部心臓内エレクトログラム活性化のタイミングに ゲーティングされる。この配置（図２１を参照）において、トランスデューサ５ ４を構造２０内に担持する可撓性の身体３６はまた、構造２０の領域内のエレク トログラムを感知する電極１８４を担持する。感知されたエレクトログラムは、 上記のように、回路１９０に搬送され、ステッパモーター１０６をゲーティング する。心房を造影するとき、データスライス記録は、心房の心臓内エレクトログ ラム活性化にゲーティングされる。同様に、心室を造影するとき、データスライ ス記録は、心室の心臓内エレクトログラム活性にゲーティングされる。 図２１に示すように、トランスデューサ５４および電極１８４を担持する身体 ３６は、好ましくは、直線で一般に剛性のシース１８６内に動きが限定される。 シース１８６は、公知の安定な基準軸１８３に沿って身体３６を案内する。 シース１８６はまた、好ましくは、ポリエチレンなどの超音波を透過する材料 で構築されている。トランスデューサ５４および電極１８４は、ステッパモータ ー１０６のゲーティング作用に応答して、シース１８６の（図２１に矢印１８７ および１８９で示す）範囲内で同時に移動する。シース１８６は、超音波を透過 させるため、トランスデューサ５４は、画像を得ている間、シース１８６の範囲 内にとどまり得る。トランスデューサ５４がシース１８６を超えて移動する場合 に発生し得る、軸１８３の外側へのトランスデューサの偏向によって引き起こさ れる画像再構築における非直線性は回避される。得られたデータ画像スライスは 、公知の安定した基準軸１８３に沿って維持されると共に、エレクトログラムに よって位置ゲーティングされて生成され、所望の３次元画像に正確に再構築され る。 あるいは、Ｓｍｉｔｈらの米国特許第５，５１５，８５３号に記載されるよう なカテーテル追跡システムが、移動中のＩＡＥ５０のロケーションおよび方向づ けを追跡するために使用され得る。この目的で使用され得る他のシステムは、１ ９９６年９月２０日付けで出願された、Ｈａｒｍ ＴｅｎＨｏｆｆを発明者とす る、「Ｅｎｈａｎｃｅｄ Ａｃｃｕｒａｃｙ ｏｆ ３−Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａ ｌ Ｉｎｔｒａｌｕｍｉｎａｌ Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ（ＩＬＵＳ）Ｉｍａｇｅ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ」という名称の同時係属中の米国特許出願第０８ ／７１７,１５３号に開示されている。 Ｄ． 多層化されたトランスデューサアレイ 構造２０がＩＡＥ５０に提供する安定性およびサポートは、１つ以上の位相化 された(phased)アレイトランスデューサアセンブリを有するＩＡＥ５０と共に使 用するのに非常に適している。構造２０によって提供される安定性およびサポー トにより、多種多様な数および位置の位相化されたアレイトランスデューサを組 織近傍に収容することが可能になり、ＩＡＥ５０によって生成される画像の解像 度および正確度を更に向上する。 ある実施形態において、図２２が示すように、構造２０は例えば本明細書中で 参考として援用するShaulovの米国特許第4,671,293号に示されたタイプの超音波 トランスデューサの位相化されたアレイ１９２を含むＩＡＥ５０を担持する。図 ２２が示すように、アレイ１９２は電極の２つの群１９４および１９６を含む。 電極群１９４および１９６は、向かい合う面上のチャンネル２０６または圧電性 材料１９８のプレーナ領域１９４’および１９６’によって別々に仕切られる。 チャンネル２０６は、電極表面を通って部分的に圧電性材料１９８内および圧電 性材料１９８を通過して刻み、要素の機械的結合および電気的結合を防止する。 プレーナセクション１９４’上のチャンネル２０６は、トランスデューサ要素 ２０２ａ、２０２ｂおよび２０２ｃ等を空間を空けて形成する。同様に、プレー ナセクション１９６’上のチャンネル２０６は、トランスデューサ要素２０４ａ 、２０４ｂおよび２０４ｃ等を空間を空けて形成する。 電極群１９４および１９６は従来の位相アレイ回路２００によって交互にパル スされる。１パルスサイクルの間に、電極要素群１９４は接地され、一方、他の プレーナセクション１９６’上のトランスデューサ要素２０４ａ、２０４ｂおよ び２０４ｃ等は同時にパルスされる。この時、トランスデューサ要素２０４ａ、 ２０４ｂおよび２０４ｃ等の間の刺激の位相関係(phase relationship)は所望の ビーム角度を形成するようにセットされており、１つのプレーナセクタ１９６’ に沿って画像が獲得される。次のパルスサイクルの間に、他の電極要素群１９６ が接地され、他のプレーナセクション１９４’上のトランスデューサ要素２０２ ａ、２０２ｂおよび２０２ｃ等は同様に同時にパルスされ、プレーナセクタ１９ ４’に沿って別の画像が獲得される。本発明の本質的な部分ではないが、更なる 詳細がHaykinのAdaptive Filter Theory，Prentice-Hall，Inc．(1991)，60〜65 頁に記載されている。 トランスデューサ群２０２ａ、２０２ｂおよび２０２ｃ等、ならびに２０４ａ 、２０４ｂおよび２０４ｃ等によって受け取られた信号は、パルスされると、振 幅、位相、周波数、および時間応答成分(time response component)に加工され る。所望の波形を生成し且つ測定するように活性化されたトランスデューサを変 えながら、加工された信号を公知の構成と比較する。トランスデューサの組み合 わせからの信号が加工される場合、複合画像(composite image)が生成される。 図２２に示した位相化されたアレイ１９２により、２つの異なるプレーナセク タのリアルタイムでの造影が可能になる。なお、２つの異なるプレーナセクタは 、互いにいかなる角度も取り得る。 図２３および図２４は、構造２０内に担持されるトランスデューサの位相化さ れたアレイを含むＩＡＥ５０の他の実施形態を示す。 図２３に示す実施形態において、ＩＡＥ５０は公知の幾何構造を有する柔軟ス プライン要素２０８のアレイを含む。スプライン要素２０８は支持構造２０内に 担持される。支持構造２０自体は、前に図１と共に説明したように、柔軟スプラ イン要素２２のより大きな直径を有するアレイを含む。各柔軟スプライン要素２ ０８は、１グループの複数の超音波トランスデューサ２１０を担持する。 シース４４（先に説明し図１および図２に示した）を前進させることによりス プライン要素２２の外部構造２０を崩すと、スプライン要素２０８の内部ＩＡＥ 構造も崩れる。互いに崩れた幾何構造は、構造２２および２０８を身体の所望の 領域にジョイント導入することを可能にするロープロファイルを提供する。 図２４に示す実施形態において、ＩＡＥ５０は、支持構造２０内に担持された 膨張崩壊可能ボディ２１２を含む。再び、構造２０は、柔軟スプライン要素２２ のアレイを含むことを示す。図２３に示した柔軟スプライン要素２０８のように 、ボディ２１２の外側表面は複数の超音波トランスデューサ２１０のアレイを担 持する。 ＩＡＥ５０を担持するボディ２１６内の内部管腔２１４は、圧力下でボディ２ １２の内部へ流体（図２４の矢印２１３によって示される）を導き、使用のため にそれを公知の膨張された幾何構造へと膨張させる。流体のない場合には、ボデ ィ２１２は崩れた幾何構造（図示せず）を想定する。所望のボディ領域内に導入 するために、外部構造２０に沿って、前進したシース４４は崩れたボディ２１２ を包む。 図示の実施形態において、所望のトランスデューサ材料またはその複合体を基 板上に堆積することによって、超音波トランスデューサ２１０がスプライン要素 ２０８または膨張可能ボディ２１２（集合的に「基板」と呼ぶ）上に配置される 。イオンビームでアシストされた堆積、蒸着、スパッタリングまたは他の方法が この目的のために使用され得る。 トランスデューサ２１０の空間を空けたアレイを形成するために、基板上にマ スキング材料を配置して、領域に材料が堆積されないように保つ。トランスデュ ーサ材料の堆積後にマスキング材料を除去すると、空間を空けたアレイが基板上 に提供される。あるいは、トランスデューサ材料のセクタを基板から選択的に除 去して所望の空間を空けたアレイを形成するためにエッチングプロセスが使用さ れ得る。従来のトランスデューサ材料は下地基板よりも固有的に固いので、堆積 された各トランスデューサ２１０のサイズおよびトランスデューサ２１０のアレ イ全体の密度は、基板について望まれる柔軟性に対してバランスを取られるべき である。 あるいは、トランスデューサ２１０は予め形成された状態で接着剤等によりス プライン要素２０８または柔軟ボディ２１２に取り付けられ得る。ここでも、取 り付けられた各トランスデューサ２１０のサイズおよびトランスデューサ２１０ のアレイ全体の密度は、基板について望まれる柔軟性に対してバランスを取られ るべきである。 信号ワイヤが、堆積または取り付けの後または途中に、様々な方法で、例えば ハンダ付けによって、接着剤によって、または更に堆積を行なうことによって、 トランスデューサ２１０に結合され得る。膨張崩壊可能なボディ上の、固体のま たは堆積された表面に信号ワイヤを結合する他の様々な方法が、本明細書中参考 として援用する1996年４月８日に出願された"Enhanced Electrical Connectio ns for Electrode Structures"と題された同時係属中の特許出願シリアル番 号08/629,363に説明されている。 信号ワイヤは、結び付けられたカテーテルチューブ１２を介した通路のために 束ねられ得るか、または同じ目的のために、本明細書中参考として援用するKord isの米国特許第5,499,981号に開示された様態でリボンケーブル内に収容される 。 複数の超音波トランスデューサ２１０が構造２０内の他のタイプのボディ上に 支持され得ることを理解されたい。例えば、超音波トランスデューサ２１０の位 相化されたアレイを支持するために、固定された所定の幾何構造を有する崩壊不 可能な半球状のまたは円筒状のボディが構造２０の内部を占拠し得る。あるいは 、信号ワイヤおよびトランスデューサは、所望の三次元構造に編み上げられ得る 。編み上げらた構造は更に積層され、膨張可能なバルーン状の構造を形成し得る 。これら異なるトランスデューサ支持ボディの寸法は変わり得、ボディの内部領 域への導入および配置を調節する必要が生じる。 複数のトランスデューサの位相化されたアレイの他の例が、例えば、Griffith らの米国特許第4,841,977号およびProudianらの米国特許第4,917,097号に開示さ れている。 画像獲得時間を短縮するために、複数のトランスデューサの位相化されたアレ イは図９と共に上で説明したゲーティング技術に関連して使用され得る。心臓の ダイナミックな環境において、特に１回以上の心拍にわたって画像を解析する事 が望まれる場合に、複数の平面画像の位相化された獲得をＱＲＳまたは心臓内部 のエレクトログラム作動と同調させるためにゲーティングが使用され得る。 Ｅ． 心臓マッピング手順の間の視覚化 （i） 電気活性感知 図示（図１０参照）且つ説明されるように、ＩＡＥ５０を案内するために、構 造２０は電極３０のアレイを担持し得る。これらの同じ電極３０は心筋組織等の 組織内の電気的インパルスを感知する役割も果たし得る。この心臓組織内の感知 機能は、通常、「マッピング」と呼ばれる。 図１０に示すように、使用のために心室内部に配置された場合、支持構造２０ は電極３０を心内膜に接触して保持する。電極は、心臓機能を制御する心筋内の 電気的インパルスを感知する。この構成において、要素１０８は例えばPrucka E ngineering，Inc．（テキサス州、ヒューストン）によって製造された外部信号 プロセッサを含むかまたは構成する。加工された信号は分析され、変形伝導性通 過路(aberrant conductive pathway)を配置し且つ病巣を特定する。病巣は、 潜在的な切除位置を指示する。 あるいは、またはマッピングと組み合わせて、支持構造２０上の電極３０は、 組織を特徴づけ且つ変形導電性通過路を配置するために、心臓組織内のインピー ダンス等の電気的特性を引き出すのに使用され得る。この目的のために、組織の 電気的特性を引き出すためのシステムおよび方法が、例えば、本明細書中参考と して援用するPanescuらの米国特許第5,494,042号に記載されている。電気的特性 は、１つ以上の電極から組織内へと電気的エネルギを伝送し、組織を通る得られ た電気的エネルギの流れを感知することによって引き出される。 多電極構造２０内に備えられるＩＡＥ５０は、心臓または体のどの部分におい ても、選択された解剖部位に対して電極３０を所望の方向に位置づけることによ って、医師が組織をマッピングまたは特徴づける際に、大きく役立つ。例えば、 心臓内において用いられた場合、冠状静脈洞、心臓弁、上下大静脈、卵円窩、肺 静脈、および心臓内の他の重要な解剖部位を視覚的に特定するために、医師は、 前述の方法でＩＡＥ５０を操作し得る。ＩＡＥ５０によって得られた視覚的な情 報を参考にしながら、医師は、次いで、１つ以上のこれらの解剖部位に対して多 電極構造２０を方向づけ得る。一旦適切に方向づけられると、構造２０に担持さ れる、全ての、または所望の数の電極３０による、良好な信号伝達または良好な 信号確保に必要な、組織との緊密な接触を確実にするために、医師はＩＡＥ５０ によってさらに視覚化し得る。 図１２が示すように、補助構造２０の外部または内部で、ＩＡＥ５０のカテー テルチューブ１２１に担持される別々のマッピング電極１１２を、心臓組織に接 する所望の位置に視覚的に操作することへの補佐としても使用し得る。補助構造 ２０の範囲内に、動き回る（ｒｏｖｉｎｇ）電極１１２が存在する場合、構造２ ０は電極１１２を安定させるよう機能し得る。前述のように（図１０を参照）、 外部のマッピング電極１１２を構造２０内の所望の位置に電気的に復帰させるた めに、ガイダンスプロセシング要素１０８は構造２０と共に使用され得る。 （ｉｉ）コントラスト心エコー図法 図８は、心筋組織内の灌流パターンを特定し、それにより心臓内の潜在的な切 除部位を診断するためにＩＡＥ５０を担持する構造２０を含む、システム１７０ を示す。本実施態様において、構造２０内に担持されるＩＡＥ５０は、図６に関 連して先に説明されている種類の回転超音波トランスデューサ５２を含む。図８ に示されるシステム１７０は、トランスデューサ５２を取り巻く領域の、軸方向 に間隔を空けられたデータサンプルスライスを獲得するために、構造２０内でト ランスデューサ５２を増分的に移動させる、電気機械的システム１０２を含むこ ともまた好ましい。このシステム１０２の詳細は、図９に関連して先に説明され ている。電気機械的システム１０２は、また、心臓周期の拡張終期点または収縮 終期点における画像を獲得するために、図９または２１に関連して先に説明され ている方法によって、心電図のＱＲＳまたは心臓内電位図活性にゲートされ得る 。 図８に示されるシステム１７０は、別々のカテーテル１７２を含む。カテーテ ル１７２は、音響特性の良好な（ｅｃｈｏｌｕｓｃｉｅｎｔ）コントラスト媒体 １７６のソースに接続される内部管腔１７４を含む。カテーテル１７２は、血流 に媒体１７６を注入する。 使用される音響特性の良好なコントラスト媒体１７６は変化し得る。好ましい 実施態様において、媒体１７６は、赤血球（通常、直径約８μｍ）より小さい直 径を有する超音波処理されたアルブミン微小気泡、またはそれに相当するものを 含む。 血流内に担持された場合、媒体１７６内の微小気泡は、それらと共に流れる血 液構成成分のように、組織内に灌流される。組織内に灌流された媒体１７６内の 微小気泡は、超音波を強力に散乱する。組織内に同じように灌流された、超音波 的に「明るさ」の程度が低い血液の細胞構成成分と比較して、微小気泡は、超音 波的に「明るさ」の程度が高く映る。それにより、医師は、組織内への媒体１７ ６の灌流パターンを正確に確認し得る。組織内に灌流された媒体１７６の質量が より多ければ、超音波画像はより明るくなり、またその逆にもなる。 図８が示すように、選択された冠血管内にカテーテル１７２を経皮的に操作す ることが好ましい。コントラスト媒体１７６は、カテーテル管腔１７４を介して 血管内に、したがって心臓近傍の血管系に注入される。 選択された血管が冠状動脈である場合、冠状動脈により灌流される心臓の領域 にわたって、選択された局限の領域における解像度およびコントラストを増加し ながら、媒体１７６が分布される。コントラスト媒体１７６のより全体的な分布 は、心房の１つ、または肺動脈の中に注入部位を選択することによって達成され 得る。 例えば、左心室の基部側面または後部側面の心筋組織が診断のために剥離され る場合、左主動脈の回旋冠状動脈枝内に媒体１７６を注入するように、カテーテ ル１７２が操作されることが好ましい。右心室、または左心室の上面の心筋組織 が診断のために剥離される場合、左主動脈の左前下行（ＬＡＤ）冠状動脈枝内に 媒体１７６を注入するように、カテーテル１７２が操作されることが好ましい。 右心室の遊離壁、または後部心室隔壁における心筋組織が診断のために剥離され る場合、右冠状動脈内に媒体１７６を注入するように、カテーテル１７２が操作 されることが好ましい。 または、媒体１７６は、左心房または左心室に直接注入され得る。この手法に おいて、トランスデューサ５２を担持するボディ３６は、また、媒体１７６を運 搬するために内部管腔１７８を含み得る。冠状動脈内に直接注入する方法と比較 して、このアプローチはより簡易で、傷害性が少ない。しかし、媒体１７６の一 部は、依然、冠状動脈を越え全身の動脈系を介して分散され、それにより、注入 された媒体１７６の所与の量あたりの解像度をより劣悪なものにする。したがっ て、上述のように、冠状動脈内に直接注入される、より少量の媒体１７６に匹敵 する心筋組織内のコントラストを獲得するためには、より多量の媒体１７６が、 左心房または左心室に直接注入される必要がある。 さらに、コントラスト媒体１７６は、大腿静脈内に全身的に注入され得る。繰 り返すと、このアプローチでは、媒体１７６の大部分が循環系内、特に肺に分散 される。説明のように、冠状動脈内に直接注入される、より少量の媒体１７６に 匹敵する心筋組織内のコントラストを獲得するためには、より多量の媒体１７６ が大腿静脈内に全身的に注入される必要がある。 システム１７０は、図６に関連して先に説明されたように、受信器およびプロ セッサ１８０、ならびにディスプレイ装置１８２を含む。軸変換システム１０２ との同調において、装置１８２上に表示する３次元画像を受信器およびプロセッ サ１８０が形成することが好ましい。または、軸変換システム１０２を使用せず に、表示のための心エコー図法画像が形成される。 コントラスト媒体１７６は、構造２０を取り巻く心筋組織内の灌流における差 違を強調する。梗塞された組織の領域は、血液と共に良好に灌流されず、良好に 灌流される健康的な組織領域に対して負のコントラストで映るので、その領域は 視覚的に特徴づけられる。同じ、視覚的に特徴づけられ、負のコントラストを有 する、梗塞された組織の領域は、また、電気的インパルスの緩慢な導電の経路を 部分的に形成し得る。これらの緩慢な導電経路は心室頻脈のための基質であり得 、したがって、心臓切除の候補となり得る。緩慢な導電経路であるこれらの候補 領域は、コントラスト媒体１８６の存在下で、負のコントラストゾーンとして、 超音波的な「明るさ」が良好に灌流される組織領域より顕著に「明るさ」が低い 状態で、超音波装置１８２に映される。緩慢な導電である候補領域は、通常、良 好に灌流される組織が点在する梗塞された組織を有する。したがって、候補領域 は、より明るいコントラストが点在するより暗いコントラストを有する小片状の 領域を有して、超音波的に「斑紋状」に映る。斑紋状領域は、負のコントラスト 領域に隣接するように映る。装置１８２の画像解像度は、斑紋状領域において、 明るいコントラストゾーンおよび暗いコントラストゾーンを識別するために十分 精度が高いことが好ましい。 補助構造２０は、ターゲットの組織領域近傍の、実質的に視界が遮られない安 定した位置に、トランスデューサ５４を維持する。それにより、トランスデュー サ５４は、画像形成された心臓組織の全体における、媒体１７６の灌流の差違に ついての超音波画像を発生する。したがって、システム１７０は、心エコー図法 のコントラストを用いて、潜在的な切除部位を特定するための、組織の正確な特 徴づけを可能にする。 切除部位の候補の特定に加えて、システム１７０が提供する安定した、遮られ ない灌流画像は、不整脈を処置するために必要な病変の特徴についての識別をも 可能にする。灌流パターンは、等しく局在化された表面積の小さい病変の形成に よる処理に適した、局在化され、抑制された斑紋状のコントラストを示し得る。 または、灌流パターンは、より大きい、またはより深い斑紋状のコントラスト領 域、或いは、伸ばされた斑紋状のコントラスト領域、または異った、交差するジ オメトリの無作為な複合体を示し得る。このような状況は、対応する、より大き な、またはより深い病変パターン、或いは、長い、または交差する病変パターン 、或いは、そうでなければ斑紋状のコントラスト領域のジオメトリに合わせて形 成されたジオメトリを有する病変パターンに対する必要性を高める。 また、システム１７０が提供する安定した妨害されない灌流画像により、多形 性心室頻脈に関連する組織基質を特徴付けることが可能となる。システム１７０ により、正常洞律動中に心エコー検査法を用いてこれらの領域を特徴付けること が可能となる。従来の電気的イベントマッピングでは、多形性心室頻脈に関連す る基質の位置を突きとめこれらを切除するために、ときには血行力学的に不安定 となる律動を誘発する必要がある。 システム１７０が提供する安定した妨害されない灌流画像により、「明るい」 （よく灌流された組織）画像とネガティブコントラスト（あまり灌流されていな い、梗塞された組織）画像との間の中間コントラストゾーンを識別することもま た可能となる。これらの中間コントラストゾーンはまた、梗塞された組織の境界 を示す。特定が行われると、境界ゾーン内の組織を切除するという目的で組織切 除を行い、これにより心室頻脈基質となる潜在性を除去することができる。 システム１７０は、他の方法で潜在的な切除部位を突きとめるために、心エコ ー検査法に基づいて組織形態の特徴付けを行い得る。例えば、システム１７０は 、超音波周波数領域分析に基づいて造影し得る。例えば、第２高周波の強度を用 いて、瘢痕組織、虚血性組織、梗塞組織、および健全な組織などの組織形態を、 組織弾力性の関数として特定し得る。第２高周波のような周波数領域分析を、コ ントラスト媒体１７０を注入せずに用いて、切除目的で組織の特徴付けを行い得 る。 コントラスト心エコー検査法を実行するためのシステム１７０はまた、図２２ 〜図２４に関連して上述したように、多数のトランスデューサを備え、位相化列 手法を用いて灌流画像を向上させるＩＡＥ５０を組み込み得る。 図８は、心臓内心エコー検査法に関連して用いられるシステム１７０を示す。 心エコー検査法は組織形態の特徴付けを行うために用いられ、これにより、体外 に位置する外部超音波トランスデューサを用いて潜在的な切除部位を特定し得る ことにも留意されたい。 また、システム１７０は他のエコー検査手順、例えば経食道または経胸腔エコ ー検査法に対する補助剤として使用され得ることも留意されたい。 心筋組織の特徴付けを行って潜在的な切除部位を突きとめるための組織灌流パ ターンの分析はまた、エコー検査法以外の外部造影技法を用いても実現され得る 。例えば、磁気共鳴造影（ＭＲＩ）を用い得る。ＭＲＩを用いる場合は、ガドリ ニウムキレートなどのアイソトープが注入され、コントラスト材料として働く。 別の例としては、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）によるスキャンが用いられ得 る。ＣＴを用いる場合は、レノグラフィンなどのヨウ素放射線不透過性化合物が 注入され、コントラスト材料として働く。別の例としては、コントラスト材料と してタリウムを用いる核造影法が用いられ得る。これらの代替の造影技法のいず れを用いても、心筋組織内の伝導の遅い経路が、適切なコントラスト媒体の存在 下で、ネガティブまたは斑点コントラストのゾーンとして現れる。前述のように 、代替の技法の画像解像度は、好ましくは、斑点ゾーン、明るいコントラストゾ ーン、および暗いコントラストゾーン間を識別するのに十分な程度に細密である べきである。エコー検査法のような代替の造影技法は、閉塞された組織の境界を 示す中間コントラストゾーンを識別するためにも使用され得る。 ＩＩ．治療目的の視覚化 構造２０および関連するＩＡＥ５０についての上記の記述は、体内の空洞部に または組織内の電気的活性において存在し得る異常を正確に突きとめ特定するた めに、一般的な診断機能の能力内での使用を例示している。構造２０および関連 するＩＡＥ５０はまた、治療機能を、単独でまたはこれらのおよび他の診断機能 と組み合わせて提供する際の補助となり得る。 以下に、心臓不整脈の治療の分野でこれを使用する例を示す。しかし、本発明 が治療機能または診断および治療の両機能を行い得る様々な適用があることは理 解されたい。 Ａ．病変形成 潜在的な切除部位がマッピングによって（典型的には心室内で）、または心臓 内の解剖上の標識を参照して（典型的には心房内で）、もしくは電気特性を引き 出すことによって特定されると、医師はその部位に切除要素を配備する。様々な タイプの切除エネルギーが使用され得るが、本好適な実施形態では、切除電極は 外部ジェネレータ（図示せず）から与えられる高周波エネルギーを伝達する。切 除要素は、必要な病変のタイプに依存して、次いで所望の治療効果に依存して、 様々な形態であり得る。 （ｉ）小さい病変 典型的には、「小さく浅い」と特徴付けられる病変は、約０．５ｃｍの深さ、 約１０ｍの幅、および０．２ｃｍ³までの病変容積を有する。図１６は、典型的 な「小さな」病変１１８の形状の例を示す。これらの病変は、洞結節改良のため に洞結節において、または様々な付属経路切除のためにＡ−Ｖ溝に沿って、もし くは心房粗動（ＡＦＬ）またはＡＶ結節緩慢経路切除のために三尖弁狭部の緩慢 ゾーンに沿って所望される。この目的のために、医師は、典型的には、約８Ｆの 直径および４ｍｍの長さを有する電極を配備して、高周波エネルギーを伝達し、 心筋組織内に小さく浅い病変を形成し得る。 このタイプの切除電極は、カテーテルチューブの穴が造影プローブ３４によっ て占領されているときでも、支持構造２０に関連して用いられ得る。この構成（ 図１２参照）では、医師は切除電極を、支持構造２０より外部の「漂流(roving) 」電極１１２として個別に配備する。医師は次に、切除のために、外部電極１１ ２を支持構造２０の領域内へと操作する（既述のように、このような電極１１２ はまた補助マッピング機能を行い得る）。通常、電極１１２は、好ましくは、切 除中は単極モードで動作する。このとき、電極１１２によって伝達される高周波 切除エネルギーは、患者の皮膚に外部から接着される中性のパッチ電極１１４を 介して戻される。 支持構造２０は、心臓の閉鎖(confined)領域内で外部「漂流」切除電極１１２ を安定化する働きをする。ＩＡＥ５０はこの構成内で用いられて、漂流切除電極 １１２を、心臓組織と接触する所望の位置へと目視により操作する際の補助とな り得る。既述のような（図１０参照）案内処理要素１０８もまた構造２０に関連 して用いられ、漂流切除電極１１２を、支持構造２０に接触する所望の切除部位 へと電子的に自動操縦し得る。 もしくは（図５および図１０に示すように）、ＩＡＥ５０が担持する電極３１ が、米国特許第5,385,148号に示される方法で、切除電極となり得る。この特許 は本明細書において参考として援用されている。ＩＡＥ５０（電極３１と共に） の外径は、好ましくは、カテーテルチューブ穴３８（図５Ａ参照）の内径より大 きい。従って、ＩＡＥ５０（および電極３１）は、構造２０内を既述の方法で自 由に移動し得るが、カテーテルチューブ穴に退却することはできない。 この構成では、配備中に構造２０を包囲する摺働可能なシース４４（図２参照 ）はまた、崩壊した構造２０内のＩＡＥ５０および切除要素３１も包囲する。可 動要素を多電極支持構造内に集積する構造のさらなる詳細については、米国特許 第5,476,495号に見出され得る。この特許は本明細書において参考のため援用さ れている。 既述のように、案内プロセッシング要素１０８（図１０）はまた、構造２０内 でＩＡＥ５０によって担持される切除電極３１を、切除のために特定された潜在 部位に向かって案内するのに医師にとって最も有用なリアルタイムフォーマット で、位置特定出力を作成し得る。 別の実施形態では、ＩＡＥ５０（電極３１と共に）の外径は、カテーテルチュ ーブ穴３８の内径より小さい。このため、ＩＡＥ５０および造影プローブ３４全 体は、カテーテルチューブ１２からカテーテルチューブ穴３８を通って退却し得 る。この構成では、多電極支持構造２０および造影プローブ３４を担持するカテ ーテルチューブ１２は、個別に配備された構成要素を含む。造影プローブ３４は 、視覚化機能が必要なときのみカテーテルチューブ１２を通して配備される。造 影プローブ３４が退却するとき、カテーテルチューブ穴３８は開口しており、他 の構成要素、例えば図１２に示す個別のマッピングまたは切除電極１１２のため の経路を提供する。この構成では、造影プローブ３４は、構造２０の位置を変え ることなく、生体位でマッピングまたは切除電極１１２と切り換えられ得る。 （ii）より大きな病変 心室頻脈(VT)基質の除去は、ずっと大きく且つ深い病変を必要とし、1.5cmを 越える貫通深さ、2.0cmを越える幅、および少なくとも１ｃｍ³の病変体積を必要 とすると考えられる。また、比較的大きな表面積および浅い深さを有する病変を 創出する必要も残る。図１６に示すより小さな病変１１８の形状と比較して、図 １７に典型的なより大きな表面積を有する病変１２０の形状を例示している。 図１３Ａおよび１３Ｂは、大きな病変を提供することが可能な切除要素１２６ および造影プローブ１２４を担持する複合構造１２２を提供する、本発明の別の 実施態様を示す。複合構造１２２は（図１に示す構造２０と同様に）、可撓性カ テーテルチューブ１２の遠位端に担持される。カテーテルチューブの近位端は、 前述のように複合構造を操作するための固定ハンドル(attached handle)１８を 担持している。 複合構造１２２は、多孔性の透明な熱可塑性またはエラストマー性材料から形 成される、伸張可能かつ折り畳み可能な中空本体１２８を有している。図１３Ａ においては図示目的のため本体１２８の孔１２９のサイズを誇張している。本体 １２８全体が多孔性であってもよいし、あるいは、本体１２８は離散した多孔性 領域を含んでいてもよい。 本体１２８は、比較的高い導電性および比較的高い熱伝導性の両方を有する導 電性材料から形成される内部電極１３０を、その中に担持している。これらの特 性を有する材料としては、金、プラチナ、プラチナ／イリジウムその他が含まれ る。貴金属が好ましい。電極１３０を外部の高周波ジェネレータ１３４に電気的 に接続する絶縁された信号配線１３２が、電極１３０に接続されている。 外部供給源１３８からの圧力下において、カテーテルチューブ１２内の内部管 腔１３６が、伸張可能かつ折り畳み可能な中空本体１２８の中空内部中に導電性 液体１４０を導く。図１３Ａに示されるように、導電性液体１４０は本体１２８ を、拡大あるいは伸張された形状に膨らませる(inflate)。後述するように、所 望のより大きな病変の形成を可能にするのは、この伸張された形状である。図１ ３Ｂに示されるように、液体１４０の不在下において、伸張可能かつ折り畳み可 能な中空本体１２８は折り畳まれた、低いかさ(low profile)を呈する。この低 いかさにより、構造１２２を身体中に直接的に導入することが可能になる。 高周波エネルギーが内部電極１３０に伝達される際、本体１２８中の導電性液 体１４０は、導電路(electrically conductive path)を確立する。多孔性本体１ ２８の孔は、導電性液体１４０を介して、電極１３０からの切除エネルギーの、 本体の外部の組織へのイオン輸送を確立する。イオン輸送の経路を、図１３Ａに おいて矢印１４２で示している。 液体１４０は、好ましくは抵抗率が低いことにより、本体１２８内の抵抗損を 減少し、従ってオーム加熱効果を減少する。導電性液体１４０の組成は様々であ り得る。図示する好適な実施態様において、液体１４０は、飽和または飽和近傍 （約９重量体積％(weight by volume)である）の塩化ナトリウム濃度を有する、 高張生理食塩水溶液を包含する。高張生理食塩水溶液は、約５オーム・ｃｍほど の低抵抗率を有する。これに対して、血液の抵抗率は約１５０オーム・ｃｍであ り、心筋組織の抵抗率は約５００オーム・ｃｍである。 あるいは、導電性液体１４０の組成は、高張性の塩化カリウム溶液を含んでも よい。この媒体は所望のイオンの移送を促進する一方で、カリウムの過剰(overl oad)を防ぐためには、孔を通ってイオン輸送１４２が起こる速度を緊密に監視す ることを必要とする。高張性の塩化カリウム溶液を用いる場合は、イオン輸送速 度を約１０ｍＥｑ／分未満に保持することが好ましい。また、造影プローブ１２ ４が本体１２８中に位置している。前述のように、プローブ１２４は、カテーテ ルチューブ１２の遠位端において中央孔３８および止血弁（図示せず）を通って 延びる、可撓性本体３６を有している。本体３６は、カテーテルチューブ１２の 遠位端１６を越えて支持構造２０の内部に突出する、遠位領域４０を有している 。遠位側本体領域４０は、周囲の液体１４０から例えば筐体内において密封され ている、ＩＡＥ１５０を担持している。前述したＩＡＥ５０と同様に、ＩＡＥ１ ５０は本体１２８の周囲の対象物の像を表す視覚化信号を生成する。 図５Ａを用いて前述したように、ＩＡＥｌ５０は好ましくは、本体３６を押し あるいは引っ張ることによって前方移動および後方移動されるように担持される 。またＩＡＥ１５０は、前述のように、操縦機構(steering mechanism)７６を遠 位領域４０内に設けることによって好ましくは本体軸の横方向にも移動可能であ る。 ＩＡＥ１５０は、造影エネルギーに対する本体１２８の透明度に依存して、様 々に構築され得る。 例えば、本体１２８が光エネルギーに対して透明であれば、ＩＡＥ１５０は、 既に一般的に説明したように、光ファイバーチャンネルを包含し得る（図７また は図２５を参照のこと）。典型的には血液の酸素添加(oxygenation)、透析、ま たは限外濾過に用いられる再生されたセルロース膜材料は、光学的に透明にされ 得る。再生されたセルロースは、非導電性である。しかしこの材料の孔は（典型 的には約0.1μｍ未満の直径を有する）、印加されたＲＦフィールドに応答して 効果的なイオン輸送１４２を可能にする。同時に、この比較的小さな孔は本体１ ２８を通るマクロ分子の移送を防ぐことにより、比較的高圧条件が本体１２８内 で発達しない限り、圧力駆動による孔１２９を介した液体の灌流がイオン輸送１ ４２にともなって起こることがより少なくなる。 再生されたセルロースは、超音波エネルギーに対しても透明である。従って、 ＩＡＥ５０は、前述したように、超音波トランスデューサ結晶を代わりに包含し てもよい（図６参照）。 光学的に透明であるかあるいは選択された造影エネルギーに対して透明である 他の多孔性材料を、本体１２８に対して用いてもよい。再生されたセルロース材 料よりも大きな孔サイズを有する候補材料、例えばナイロン、ポリカーボネート 、ボリビニリデンフルオライド(PTFE)、ポリエーテルスルホン、変性アクリルコ ポリマー、およびセルロースアセテートなどは、血液精密濾過(microfiltration )および酸素添加に典型的に用いられる。多孔性または微孔性(microporous)材料 はまた、材料（ナイロン、ポリエステル、ポリエチレン、ポリプロピレン、フル オロカーボン、微小径ステンレス鋼またはその他の繊維）を、所望の孔サイズお よび多孔性を有するメッシュに織りあげることによっても作成され得る。これら の材料は、印加されたＲＦフィールドに応答した効果的なイオンの通過を可能に する。しかし、これらの材料の多くはより大きな孔径を有するため、本体１２８ の通常の膨張圧において、圧力駆動による液体の潅流、およびそれにともなう孔 を通った微細分子の輸送がより起こりやすくなる。孔サイズが増大するにつれ、 全体的な多孔性、潅流速度、および本体１２８の孔内への血球の堆積(lodgment) をより考慮しなければならない。 多孔性本体１２８を通った液体潅流は、低いまたは実質的に無いことが好まし い。多孔性本体１２８を通る液体の潅流が限定されているかまたは実質的に無い ことは、いくつかの理由で利点を有する。まず、高張性溶液の血液プール中への 輸送によって起こる塩分または水分の過剰を制限する。これは特に、前記に見ら れるように、高張性溶液が塩化カリウムを含有する場合に当てはまる。さらに、 多孔性本体１２８を通った液体の潅流が限定されているかあるいは実質的に無い ことは、イオン輸送１４２が中断無く起こることを可能にする。ともなって起こ る液体潅流による中断が無い場合、イオン輸送１４２は、本体１２８−組織界面 において連続的な実質上の電極を創出する。この実質上の電極は、導電性金属表 面を必要とすることなしにＲＦエネルギー効率的に移送する。 図１３Ａに示すように、多孔性本体１２８は、２つの目的を果たす。構造２０ と同様に、多孔性本体１２８は、造影のターゲットとする患者身体内の内部チャ ンバまたはパッセージを開状態に保持する一方で、同時に組織ＴがＩＡＥ１５０ と閉塞的に接触する可能性を防ぐ。本体１２８はまた、ＩＡＥ５０の位置の安定 化を助ける。このようにして本体１２８は、支持構造２０と同様に、組織および 解剖学的構造を診断目的のために視覚化するための実質的に静止的なプラットホ ームを提供することにより、ターゲットとする身体腔の正確な像の創出を可能に する。 さらに、身体１２８内で発生されるＲＦフィールドのイオンの移送１４２によ って、多孔性本体１２８は、組織切除要素としての治療機能をも果たす。導入後 に拡大直径まで伸張された（図１３Ａを参照）多孔性本体１２８の使用は、心外 膜基質、心内膜基質、あるいは壁内ＶＴ基質を切除するためのより大きな病変の 創出を、制御された方法で可能にする。また、本体１２８の多孔性ひいては電気 的抵抗率を制御することによって、医師は病変の深さに大きく影響を与えること ができる。低抵抗率の本体１２８を使用するとより深い病変が得られ、またその 逆も成り立つ。 イオン移動を介した切除エネルギーを送達するための多孔性ボティの使用の更 なる詳細は、参考のためここに援用される、１９９６年４月１２日に出願された 、「Tissue Heating and Ablation Systems and Methods Using Electrode Stru ctures With Distally Oriented Porous Regions」という題名の同時係属中の特 許出願シリアルナンバー０８／６３１,３５６号に見られる。 別の実施形態において、多孔性ボティ１２８およびＩＡＥ１５０は、図１４に 示すように、それ自体、複数スプライン支持構造１４６の内部を占有し得る。こ の構成において、外部複数スプライン構造１４６は、多孔性ボティおよびＩＡＥ １５０に対して更なる安定化と保護とを提供する。図１４に示すように、複数ス プライン支持構造１４６はさらに、電極１４８のアレイをも担持し得る。これら の電極１４８は、上述した様式で、組織のマッピングまたは特徴づけ、または内 部多孔性切除ボティおよびＩＡＥ１５０の案内のために用いられ得る。 （ｉｉｉ）長い病変 心房形状、心房異方性、および左心房および右心房における組織病理学的変化 は、単独で又は組み合わされて、解剖学的障害を形成し得る。障害は、心房内の 電気的インパルスの、通常は均等な伝搬を損ない得、その結果、心房細動と呼ば れる異常で不規則な心臓のリズムを引き起こす。 １９９５年１２月１日に出願された、「Systems and Methods for Creating C omplex Lesion Patterns in Body Tissue」という題名の、米国特許出願シリア ルナンバー０８／５６６，２９１号は、心筋組織内で複雑な長い病変パターンを 形成するカテーテルベースのシステムおよび方法を開示する。目的および効果の ために、システムおよび方法は、開心迷路（ｍａｚｅ）手順に匹敵するが、費用 のかかる高価な開心術を必要とはしない。これらのシステムおよび方法は、心臓 の他の治療手順を行うためにも用いられ得る。 図１５に示す複数スプライン支持構造１５２は、心臓の心房領域において治療 用に用いるによく適している。図１５において、右心房（ＲＡ）から隔壁（Ｓ） を通って左心房（ＬＡ）に至る十字形配置が示されている。支持構造１５２は使 用のため、左心房に位置する。 細長いスプライン１５４は、電極１５６のアレイを担持する。電極１５６は、 切除エネルギーの伝達部材として作用する。上述したように、ＩＡＥ５０は、構 造１５２内部において移動可能に担持されている。 電極１５６は好適には、単極モードで動作する。単極モードにおいて、電極１ ５６によって伝達される無線周波数の切除エネルギーが、患者の皮膚に外部から 取り付けられた中性のパッチ電極１５８を介して戻る。あるいは、電極１５６は 双極モードで動作し得る。双極モードにおいて、１以上の電極１５６によって放 出される切除エネルギーが、スプライン１５４上で隣接する電極１５６に戻る。 図１５に示す電極１５６のサイズおよび間隔は、組織内に連続的な長い病変パ ターンを形成する目的で設定されている。図１８は、代表的な長く連続的な病変 パターン１６０を示す。病変パターン１６０は、心房細動を処置するに適してい る。連続的な長い病変パターン１６０は、サイズおよび間隔に関する要件が守ら れた場合、ＲＦ切除エネルギーが、単極モードで、互いに隣接する電極１５６に 同時に付与されたときに、追加の加熱効果により形成される。追加の加熱効果は 、病変パターン１６０を、隣接する、互いに間隔のあいた電極１５６にまで広げ 、それにより図１８に示す所望の細長い形状を形成する。追加の加熱効果は、こ れもまたサイズおよび間隔に関する要件が守られた場合、電極１５６が、電極１ ５６間の双極モードで、同時に動作したときにも起こる。 互いに間隔のあいた電極１５６間の追加の加熱効果は、電極１５６が接する組 織の所望の治療用加熱を強化する。追加の効果は、隣接する電極１５６において 及び隣接する電極１５６間で組織を加熱する。組織は、電極１５６が他の状態で 、すなわち、電極１５６がエネルギーを個々に組織に伝達するように条件づけら れている場合、または追加の加熱効果を防止するに十分な間隔があいている場合 に加熱されるよりも高い温度まで加熱される。 電極１５６間の間隔が電極１５６の直径のうちの最短の直径の約３倍以下であ るとき、電極１５６によるエネルギーの同時放出は、セグメント間での双極であ れ、中性のパッチ電極への単極であれ、追加の加熱効果により、図１８に示す細 長い連続的病変パターン１６０を形成する。逆に、電極１５６間の間隔が電極１ ５６の直径のうちの最短の直径の約５倍を越えるとき、電極１５６によるエネル ギーの同時放出は、セグメント間での双極であれ、中性のパッチ電極への単極で あれ、追加の加熱効果を発生させない。その代わり、電極１５６によるエネルギ ーの同時放出は、図２０に示すように、細長くセグメント化された又は中断され た病変パターン１６２を、接触する組織領域内に形成する。 あるいは、接触する組織領域に沿った電極１５６間の間隔が電極１５６の長さ うちの最も長い長さの約２倍以下であるときもまた、電極１５６によるエネルギ ーの同時付与は、電極１５６間での双極であれ、中性のパッチ電極への単極であ れ、追加の加熱効果により、細長い連続的病変パターン１６０（図１８）を形成 する。逆に、接触する組織領域に沿った電極１５６間の間隔が電極１５６の長さ うちの最も長い長さの約３倍を越えるとき、エネルギーの同時付与は、電極１５ ６間での双極であれ、中性のパッチ電極への単極であれ、細長くセグメント化さ れた又は中断された病変パターン１６２（図２０）を形成する。 別の実施形態（図１５を参照のこと）において、アセンブリは、周期的架橋ス プライン１６４を含む。架橋スプライン１６４は、隣接する細長いスプライン１ ５４にハンダづけされているか又は固着されている。架橋スプライン１６４は、 電極１６６を担持するか又は導電性材料に曝すことにより切除エネルギーを伝達 するようになっている。切除エネルギーが伝達されると、架橋スプライン１６６ は、長い横方向病変パターン１６８（図１９を参照のこと）を形成する。長い横 方向病変パターン１６８は、隣接するスプライン１５４により形成された長い長 手方向病変パターン１６０に跨って広がる。横方向病変１６８は、長手方向病変 １６０を連結することにより、外科迷路手順中に切開により形成されるパターン に匹敵する複雑な病変パターンを形成する。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ａ６１Ｂ 5/0492 Ａ６１Ｍ 25/00 ３０９Ｚ 18/12 Ａ６１Ｍ 25/00 (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，Ｓ Ｄ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ， ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，Ｆ Ｉ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ， ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，Ｍ Ｘ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ， ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 スワンソン，デイビッド ケイ. アメリカ合衆国 カリフォルニア 94040, マウンテン ビュー，ヘザーストーン ウ ェイ 877 (72)発明者 テンホフ，ハーム アメリカ合衆国 カリフォルニア 94303, マウンテン ビュー，アダ アベニュー ナンバー37 201 (72)発明者 パネスク，ドリン アメリカ合衆国 カリフォルニア 94086, サニーベイル，ノース フェア オークス 382 (72)発明者 ワイン，ジェイムズ ジー. アメリカ合衆国 カリフォルニア 95070, サラトガ，ロス フェリス ロード 17930

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．心臓組織を可視化するシステムであって、 心臓内に配置されるように適合された遠位領域を有するカテーテルと、 該カテーテルの該遠位領域上に担持される造影要素と、 該造影要素を越えて該カテーテルの該遠位領域上に担持されることにより該造 影要素から離れて組織に接する支持ボティと、 周囲の心筋組織内の選択された電気的事象を感知する感知要素と、 該造影要素を移動させるアクチュエータと、 該感知要素と該アクチュエータとに連結されて、該選択された電気的事象への 該造影要素の移動を調節するコントローラと、 を備える、システム。