JP2002516582A - 無線周波数拡張器用シース - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 患者の心臓への血管あるいは心臓からの血管のような生物組織（１２）内に移植された、電気心臓リードのようなカプセル化された細長い構造体（１１）を分離する無線周波数拡張器シースのような医療装置（１０）。この無線周波数拡張器シースは、カプセル化した組織を移植された電気心臓リードからの機械的にゆるめそして分離するためにそれぞれ傾斜した先端部（１８，３６）を具備する内側と外側の同軸拡張器シース（１３，２８）を有する。内側シースの傾斜した先端部は、先端部が切り取られて、シースの軸方向にほぼ直交する横断表面（８９）を形成する。電気導体（１６，１７）が内側拡張器シースの先端部（１４）と通路（１５）の周辺に配置される。エネルギが加えられると、電気導体は電気アークを発生させ、このアークがカプセル化している生物組織をその中に移植され、かつ内側の細長い拡張器シースの通路内に配置された細長い電気構造体から電気的に分離する。

Description

【発明の詳細な説明】 無線周波数拡張器用シース技術分野 本発明は、医療装置に関し、特に絡み付き易い組織からそこに移植された心臓 用電気リードを離する電気的エネルギを用いる拡張器用シースに関する。背景技術 心臓用電気リードは、長年に亘る有効な寿命を有するが、使い古したペースメ ーカおよび細動除去器のリードは機能しなくなる。不都合なことにペースメーカ および細動除去器が動かなくなるまでに、これらは心臓あるいは血管の壁に対し 、絡み付き易い繊維性組織により包囲されるようになる。このような包囲は、特 に医療用装置が組織を傷つけるような場所で発生する。このような包囲は傷害か ら周囲の組織を保護するために人体の自然の治癒的な反応である。傷ついた組織 は、その部位への継続的な医療装置による機械的ストレス（即ち、過剰圧力）， 感染あるいは不十分な血液供給に起因しても形成される。この繊維状組織は、強 靭でそのため心臓あるいは大動脈に損傷を与えずに患者から電気リードを取り除 くことが困難である。例えば、ペースメーカのリードが挿入される小径の血管は 、繊維状組織により閉塞され、リードを血管から分離する際に、切開または穿孔 のような血管への大きな損傷を引き起こす。 これらの問題あるいは他の起こり得る合併症を回避するために、使用されなく なった心臓用リードでもペースメーカあるいは細動除去器が取り除かれる際には 患者の体内にそのまま残される。しかしこのような措置は、検出されないリード による血栓症あるいは肺塞栓症の危険を引き起こすことがある。そしてこのよう な措置は、多数本のリードがそれらが貫通している心臓の弁の動きを抑制すると 、心臓の機能を阻害しさらにまたこのようなリードは後で感染することがある。 使用されなくなったリードを除去するのが好ましい理由はほかにも沢山ある。 多数本のリードが血管の中に放置されると、血管は全体として閉塞されることに なる。多数本のリードが互いに競合し、ペースメーカや細動除去の機能と干渉す ることもある。機能しないリードは、近くに別のリードを挿入すると動きだすこ とがあり、そして機械的に心室の不整脈を引き起こす。回収されるある種のリー ドはＪ字状の引っ張りワイヤを有し、これが絶縁層を破壊しそこを貫通して、そ れが原因となる死亡例が報告されている。他の潜在的に生命に危険を及ぼすよう な合併症を回避するためには、リードを除去する必要がある。例えば、感染した ペースメーカのリードを除去することは、敗血症および心内膜炎の存在下では必 須のことと考えられている。例えば、ポケット感染，慢性排液管ろうおよび腐食 のような他の合併症はリードが除去しない場合には、非常に高い罹病率となる。 最近までは、手動（即ち直接的な）牽引、重みを付けた（即ち引っ張った）牽 引および開胸手術は、不要なあるいは感染した心臓用リードを除去する最も一般 的な方法であった。手動および重みによる牽引は、心筋を切断する危険があり、 繊維性組織内に広く包囲されているリードに対しては有効ではない。この手術で は、共通の繊維状の結合部位において、これらのリードが一体となって傷つけら れたような場合には、多数本のリードが挿入された患者に対しては有効ではない 。外科手術のアプローチによる危険性と痛みは明白である。心臓用リードと経静 脈法により抽出する別の方法は、リードまたはリードの一部の外側周囲の周りに 配置された鉗子あるいはバスケットのような把持装置を使用することにより行わ れる。鉗子またはバスケットを使用することは、リードがまずそのパスに沿って リードを包囲しているカプセル化（包囲性）材料からリードを取り除くという事 により複雑である。さらにまた心筋あるいは血管を切断することが、リードの抽 出の際発生することがある。これらの問題の多くは、経静脈法によるペースメー カリードおよびカテーテルのような他の細長い物体の抽出用のシステムツールお よび方法が開発されたことにより解決されている。これらのツールおよび手術手 順は、ペンセシルバニア州レーチバークのクックペースメーカコーポレーション により開発され、そして米国特許第４，９８８，３４７号，第５，０１３，３１ ０号，第５，０１１，４８２号、第４，９４３，２８９号，第５，２０７，６８ ３号，第５，５０７，７５１号，第５，６３２，７４９号およびその対応外国出 願に開示されている。好ましい方法は、リード除去ツール、即ちロッキングスタ イレット（探り針）をリードのコイル状ワイヤの内側に配置し、コイルに係合さ せるものである。このロッキングスタイレットがコイルの内側に一旦配置される と、抽出用の力がリードの先端部に集中する。リードが抽出されるに従って、埋 め込まれた先端部に対向性の牽引力を加えるためのシースを用いることにより、 心筋への損傷を大幅に回避することができる。 一般的にロッキングスタイレットだけではリードを安全に引き抜くのに必要な 引っ張り力を与えることはできない。その理由は繊維性（即ち傷が治癒し際生成 される過剰な）の組織が血管あるいは心筋壁に対し、リードを包み込んでしまう からである。プラスチックチューブまたは金属製チューブから形成された拡張器 用シースを用いて、この包囲している組織を破壊し分離することができる。一般 的に２個の同軸拡張器シースをリードの上に配置し、リードを血管壁上の繊維性 組織から切り離すようにそれに沿って前進させる。プラスチック製シースは、脈 管系の自然な構造状のカーブの周囲に曲げられる程度にフレキシブルである。こ のプラスチック製拡張器用のシースにおける問題点は、拡張器用シースの先端エ ッジが弱く、そのエッジが丸くなって使用中にリードの上に曲がってしまうこと である。その結果プラスチック製拡張器シースは、損傷を受け易くリードが繊維 性組織から切り離される前に使用不能となってしまう。さらにまたフレキシブル なプラスチック製シースの先端部は、硬い繊維性組織にあたると変形してしまう 。この問題はシースが血管のカーブに沿って曲げられたときにさらにはっきりす る。一方金属製の拡張器シースは、繊維性組織に対向する鋭い先端部を提供する 。しかし、ある種の金属製拡張器のシースの問題点は、これらはフレキシブルで なく脈管系の自然な構造状のカーブに沿って曲げずらい点である。その結果、金 属製拡張器シースは、血管を損傷せずあるいは閉塞することなくペースメーカの リードの先端部方向に進めることが困難あるいは不可能である。フレキシブルな 金属製拡張器シースがプラスチック製シースと硬い金属製シースに関連する問題 を解決するために開発されている。特定の意図した使用に対しては非常に有効で あるが、金属製シースは最強の繊維性組織および血管内の石灰化に対しては不十 分である。繊維性組織の引っ張り強度は、時間と共に増大する。そして最終的に 組織は軟骨あるいは骨に変化する。繊維性組織を分離する試みは血管に対し物理 的な損傷を引き起こす。あるデータによれば、試みた全てのリードの抽出手術の ５．４％は成功しておらず、そして７．５％は一部成功したにすぎない。そして その原因は過剰な傷が治癒した結果できた組織の存在である。リードの破損し易 さは別の問題でありリードが設計上の欠陥あるいはリードが構造的に妥協した産 物のような場合には、経年変化で一般的に壊れ易くなる。 米国特許第５，４２３，８０６号は、ペースメーカリードを抽出している間、 カプセル化（包囲性）組織を除去するためのレーザカテーテルを開示している。 リードを包囲している組織を焼く脱水して粉状にするあるいは溶融させるために 高いエネルギを向けることにより、リードはその取り除くべき長さが短くなり、 抽出することのできるリードの数が増加する。米国特許第５，４２３，８０６号 の実施例においては、光ファイバがリードが通過するルーメンの周囲に配置され る。この実施例の問題点は、組織が容易に固まり装置の内側ルーメンを塞いでし まうことであり、その結果デバイスの前後への移動が極端に難しくなることであ る。このレーザ装置をプラスチック製の外側シースと組み合わせて用い、レーザ の先端部がリードを包囲する障害物となっている組織を焼き切って進むにつれて リードの上に覆いかぶさるように追跡する。治療部位を目視して見ることが困難 であることに加えて、このアプローチの大きな欠点は、血管の壁あるいは心筋を 焼き切ってしまう危険性があることである。このことは特に十分な引っ張り力が 手術の間リード上で一定に維持されず、レーザの先端部が血管の壁あるいは心筋 の方向に向いた場合には特に問題である。これは選択的手順であり命の危険性が ある多数本のリードの抽出に対しては見逃せないリスクである。 前掲の特許に開示されたレーザカテーテルの別の実施例は、カテーテルの一側 に束ねられた複数本の光ファイバを用いるか、あるいは一本の光ファイバを用い ている。いずれの場合も除去のポイントが手動によりかつ選択的に血管の回りか ら離れる方向に回転する場合には、リードを包囲する傷により固化した組織のよ り正確な除去が可能となる。スタイレット（探り針）が、カテーテルの付属のル ーメン内に挿入され回転制御を容易にすることが示されている。手術中に除去の ポイントについての制御機能を与えられた外科医は、血管を偶発的に貫通するよ うなリスクを低減できるが、レーザカテーテルの有効性は光ファイバが破損し易 いことにより限界がある。側面方向の曲げあるいは回転力に光ファイバが晒され ると、光ファイバは破損し易く、そのため現在のカテーテルの設計は特に捻れに 対しては弱いものである。複数の光ファイバを環状に配置することは、それなり の欠点はあるがカテーテルを回転する必要がない利点がある。しかし、曲がりく ねった角度の場所にレーザカテーテルを単にナビゲートするだけでは、発生した 大量の熱によりカテーテル自身が焼損するか、あるいは心臓用リードの絶縁物が 焼損するかの事故が発生することがある。これらの不利な点と大幅に高いコスト と相まってレーザカテーテルを手動用のシースの代替物とすることは制限される 。発明の概要 前述の問題点の解決および技術的進歩の達成は、生物的組織内に移植された電 気的心臓リードのような細長い構造体を分離する医療装置により行われる。この 医療用装置は、先端部と軸方向に延びる通路とを有する内側細長拡張器シースを 有する。この医療用装置は、さらに先端部近傍に配置された電気的導体と内側の 細長シースの通路とを有する。このシースの通路は、例えば電気的心臓リードの ような細長構造体は、心臓あるいは心臓に至る血管のような生物組織内に移植さ れるような大きさと形状を有する。電気的導体にエネルギが加えられると、この 電気的導体は生物的組織の中に挿入され、内側拡張器シースの通路内に配置され ている細長構造体から電気的に分離即ち除去する。好ましいことに、内側の細長 い拡張器シースの先端部は、カプセル化組織を細長い電気的リードから機械的に ゆるめかつ分離するように少なくとも部分的に角が取られている。その結果、電 気的導体と内側拡張器シースの機械的な構造等が互いに相まって極端に硬いカプ セル化素子および頑強な石灰化堆積物を細長い電気的構造体から分離できるよう になる。さらにまたこのシースは、複数本の心臓リードを一体に束ねている繊維 性組織バンドを破壊することができる。傾斜先端部は、電気的な組織除去用のア ークをその間に発生させ維持させるような電気的導体の電極を配置した横断表面 を有する。この組織除去アークは、対象物の組織と電極との間で拡張器のシース が前方に移動するにつれて必要なギャップを維持する。 この無線周波数拡張器用シースはさらに外側拡張器シースを有し、この外側拡 張器シースは、内側拡張器シースの上に同軸状態で配置される傾斜先端部を有し 、カプセル化組織を移植されたリードから分離するために、内側拡張器シースと 強調した軸方向および回転方向の動きを与える。 好ましい実施例においては、第１と第２の電気的導体は、内側拡張器シースの 壁内にかつその先端部に配置される。無線周波数エネルギのソースに接続される と、無線周波数エネルギの電気アークが導体間に選択的に確立され、カプセル化 組織と石灰化堆積物を加熱し切断し除去し溶融して移植したリードから切り離す 。この電気的導体は、好ましくはタングステン製の電極チップを有し、そこから 発生した電気アークによる導体の劣化を阻止する。この電極チップは、コネクタ スリーブを介してその内側拡張器シースからでていく電源用導体に接続される。 別の実施例においては、電気的導体は内側拡張器シースの外側表面内でかつそ の先端部周囲に形成された軸方向の凹みの中に配置される。この電極チップは、 凹みの中に配置され、医療用接着剤あるいはエポキシのような生物適応性のある 材料でその中に固定される。シュリンクラップチューブのような外側ラップが内 側拡張器シースと電気的導体の周囲に配置され、電気的導体の残りの部分を内側 拡張器シースの残りの長さ部分に沿って保持できるように固定し機械的に支持す る。前述したように外側同軸拡張器シースは、この他の実施例と組み合わせて用 いることによりカプセル化組織を移植された細長構造体から分離する。 無線周波数拡張器シースのさらに別の実施例においては、複数の電気導体、例 えば３本の電気導体を内側拡張器シースの壁内に配置し、そのうち２本の導体間 で選択的にエネルギを加えるあるいは３本同時に全てにエネルギを加えることに より拡張器シースのメイン通路内に配置され移植されたリードからカプセル化組 織を周囲から電気的分離することができる。 本発明の内側と外側の同軸拡張器シースは、生物適応性のある材料からなる細 長い管上部材を含み、内側シースは高い温度耐性を有し、５００°Ｆ以上の温度 で連続して使用できるものである。好ましい実施例においては、外側同軸拡張器 シースは、ポリプロピレン材料からなり、内側拡張器シースは、放射線不透過の ポリテトラフルオロエチレン材料からなる。例として、放射線不透過材料は、ビ スマス，バリウム，炭化ビスマス，プラチナ，タングステン，あるいは他の市販 された放射性不透過材料を含む。例えば５００°Ｆ以上の熱偏差温度（heat def lection temperature）を有する高い温度耐性を有する生物適応可能な材料は、 フ ツ化エチレンプロピレン（fluorinated ethylene propylene），ポリエーテルエ ーテルケトン（polyetheretherketone），ポリエーテルイミド（polyetherimide ），ポリフェニルスルフォン（polyphenylsulfone），ポリイミド（polyimides ）を含む。 好ましくは、高周波拡張器シースの電気的導体は、タングステンのような高温 電極チップを有し、組織を移植された構造体から分離する間、電極から放射され た電気的アークに起因する導体の損傷を阻止する。 １本あるいは複数本の導体が内側シースの先端部の上あるいは内部に延びる。 各導体は、外側導体の上あるいは外側表面の凹みのなかあるいは内側シースの先 端部領域の通路内に配置することができる。図面の簡単な説明 図１は、本発明の無線周波数拡張器シースの実施例を表す図である。 図２は、図１の拡張器シースの先端部の拡大図である。 図３は、図１の拡張器シースの先端から見た拡大図である。 図４は、図１の拡張器シースの先端部の部分拡大断面図である。 図５は、図１の拡張器シースの別の実施例の先端部から見た図である。 図６は、図１の拡張器シースの別の実施例の拡大部分切断図である。 図７は、図６の拡張器シースの先端から見た拡大図である。 図８は、図６の拡張器シースの先端部の部分拡大側面断面図である。 図９は、図１の医療装置に接続される高周波生成システムのブロック図である 。 図１０は、図９の高周波生成システムのブロック図である。 図１１は、図１の医療用装置に接続された無線周波数生成システムの別の実施 例を表すブロック図である。 図１２は、図１の医療用装置に接続された無線周波数生成システムの別の実施 例を表すブロック図である。 図１３は、図１の拡張器シースの線１３−１３に沿った部分拡大断面の底部か ら見た図である。 図１４は、図１の拡張器シースの別の実施例の先端部の拡大図である。 図１５は、図１の拡張器シースの別の実施例の先端部の部分断面拡大側面図で ある。 図１６は、図６の拡張器シースの別の実施例の先端部の部分断面拡大側面図で ある。詳細な説明 図１は、高周波拡張器シース１０のような医療装置の一実施例の図で、この高 周波拡張器シース１０は、心臓電気リード１１のようなカプセル化された（被包 囲性すなわち生物組織が絡んだ）細長い構造体を生物組織１２から分離するため のものである。ペースメーカまたは細動除去器から延びる心臓電気リード１１は 、心臓へあるいは心臓から延びる血管３０内にまず移植される。ある時間経過後 、心臓電気リードの細長構造体は、繊維性生物組織１２により血管の壁あるいは 周囲の組織に閉じ込められる（絡まる）。このカプセル化された即ち組織により 絡まれ閉じ込められた心臓電気リードを、患者の血管から除去するために用いら れる高周波拡張器シース１０は、内側同軸拡張シース１３と外側同軸拡張シース ２８とを有し、これらはリードの上に同軸上に配置され、それに沿って前進して 血管壁上のカプセル化している（絡んだ）生物組織１２からリードを機械的に分 離する。内側同軸拡張シース１３は、先端部１４を有し、この先端部１４は、少 なくとも部分的に傾斜した先端部１８を有し、心臓電気リード１１を内側シース が矢印３４，３５で示すように、リードの上を軸方向に前進したり後退したりお よび回転するにつれてカプセル化組織から心臓電気リード１１を機械的に切り離 す。内側同軸拡張シース１３はその中を軸方向に延びる通路１５を有し、この通 路１５は血管３０内に心臓電気リード１１を配置できるような大きさと構造をし ている。同様に外側同軸拡張シース２８は、傾斜した先端部３６を有し、矢印３ ７，３８で示されるように円周上および軸方向の動きによりリードからカプセル 化素子をゆるめ、分離するものである。外側拡張シース２８もその中を軸方向に 延びる通路２９を有し、この通路２９は内側同軸拡張シース１３と心臓電気リー ド１１を配置できるような大きさと構造をしている。 内側同軸拡張シース１３と外側同軸拡張シース２８は、生物適応性のある材料 製のチューブでこれらは、脈管系の自然な構造上のカーブに合わせて曲げられる よう横方向にフレキシブルである。拡張器シースの先端部１８と３６は、リード を大部分のカプセル化繊維性組織から機械的に分離できるが、強靭な繊維性組織 あるいは石灰化堆積物は、分離の際重大な問題を引き起こし、傾斜先端部の先頭 エッジに損傷を引き起こす。その結果高周波拡張器シース１０は、内側同軸拡張 シース１３の先端部１４と通路１５の近傍に配置された電気的導体１６，１７の バイポーラ対のような少なくとも１本の電気的導体を有する。この電気的導体対 は、内側シースに沿って軸方向に延びシースの根元部３１から外にでる。電気的 導体１６，１７が内側シースの根元部３１からの出口点は、中空のプラスチック ハンドル４５により機械的に支持され、拡張器シースの扱い性を容易にする。２ 個のカップ部分４５’，４５”からなるハンドルは、様々な種類のポリマから形 成でき、例えば市販されているポリアミド（ナイロン），アセタルあるいはアク リロニトリルブタジエンスチレン（ＡＢＳ）から製造される。このハンドルは、 電源導体ワイヤ４０の接続のために電気的導体１６，１７の残りの根元部分のワ イヤに物理的な保護を与える。この対応するワイヤは、ハンダで結合され、熱シ ュリンクチューブ８０により固定される。電気的導体１６，１７は、シリコンの ような接着剤でそれらが出ていく部分でハンドルに固定される。 図１３は、図１の拡張器シースの線１３−１３に沿った部分拡大断面の底部か ら見た図である。中空のプラスチックハンドル４５内で電源導体ワイヤ４０は、 一対の軸方向にずれたポート８１，８２を介して内側同軸拡張シース１３から出 る。このポート８１，８２は、シース壁４１内で第１と第２の電気的導体通路２ ２，２３と連通している。 図１に戻ると、電気的導体１６，１７は、コネクタ３２で終端し、このコネク タ３２は無線周波数エネルギソース３３に接続される。この無線周波数エネルギ （ユニポーラあるいはバイポーラのいずれか）は、選択的に少なくとも１本の電 気的導体に与えられ、内側拡張器シースの先端部１４に与えられ、さらに内側拡 張器シースの先端部１４に与えられる。電気エネルギのアークが内側シースの先 端部の電気的導体１６と１７の間で形成され、生物組織１２または石灰化堆積物 を分離し除去し溶かして心臓電気リードから分離する。その結果、内側の拡張器 シースの先端部への無線周波数エネルギの分配は、単独でまたは内側と外側の同 軸シースの機械的結合体と組み合わせて用いてカプセル化している生物組織１２ を移植された心臓電気リード１１から分離する。 図９は、図１の高周波拡張器シース１０に電気的導体１６，１７を介して接続 された無線周波数生成システム４６のブロック図である。この無線周波数生成シ ステム４６は、公知のインピーダンスマッチングネットワーク４７を介して高周 波拡張器シース１０に接続された無線周波数エネルギソース３３を有する。電気 的導体１６，１７は内側同軸拡張シース１３内を軸方向に延びて、その先端部１ ４で終端して、それらの間で電気エネルギのアークを形成する。電気的導体１６ ，１７の実インピーダンスは、約２０００オームである。通常市販の無線エネル ギソースの出力インピーダンスは、約１００オームである。インピーダンスマッ チングネットワーク４７は、拡張シースの電気的導体１６，１７の異なるインピ ーダンスを無線周波数エネルギソース３３のそれに適合させる。このインピーダ ンスマッチングネットワーク４７は、拡張器シースとエネルギソースとの間の電 力損失を最少にして電気エネルギのアークが拡張シースの先端部の電気的導体間 で形成されたときに拡張器シースに係る電流と電圧をモニタする。高周波拡張器 シース１０に係る電流と電圧の様々なレベルをモニタするために、公知の電流か ら電圧へのコンバータ４８が無線周波数生成システム４６内でインピーダンスマ ッチングネットワーク４７と無線周波数エネルギソース３３の間に配置される。 インピーダンスマッチングネットワーク４７と無線周波数エネルギソース３３の 間で電流から電圧へのコンバータ４８を介して流れる無線周波数電流は、拡張器 シースに流れる電圧を表す電気信号を生成するよう変換される。この電圧信号が 電流モニタ４９に与えられ、この電流モニタ４９が信号をインディケータランプ ５０に公知のＬＥＤドライバ回路５１を介して与える。電流モニタ４９は、高周 波拡張器シース１０に流れる電流量を検出するよう配置される。電気エネルギの アークが高周波拡張器シース１０の先端部で電気的導体１６と１７の間で形成さ れると、大量の無線周波数電流が導体内を流れる。この大量の電流が拡張器シー スがカプセル化組織を除去あるいは切断している時を表す。その結果この電流レ ベルをモニタして電流モニタ４９は、電気エネルギのアークが電気的導体間に形 成された時にインディケータランプ５０を光らせるように調整する。この目視に よる指示が、外科医に対しカプセル化組織の除去が行われていることを教えるこ とになる。この信号は、移植された心臓リードに沿って拡張器シースが進むにつ れて、拡張器シースの実態感のある感触に付加されるものである。 アークが電気的導体１６，１７の先端部間で形成されない時は、高周波拡張器 シース１０内と無線周波数生成システム４６内を流れる電流量は極めて少ない。 電流モニタ４９がこの電流ドロップを検出し、インディケータランプ５０を消す 。 図１０は、インピーダンスマッチングネットワーク４７と電流から電圧へのコ ンバータ４８と電流モニタ４９とインディケータランプ５０とＬＥＤドライバ回 路５１のブロック図である。インピーダンスマッチングネットワーク４７は、公 知の無線周波数変圧器５４で、これはカリフォルニア州アナハイムのアミドン社 から市販されているＦ２４０−７７コアのようなのフェライトトロイダルコアを 用いている。この変圧器の一次巻線５５は約１１巻回であり、エネルギソース３ ３からの導体５２，５３に接続されている。この変圧器の二次巻線５６は約５０ 巻回で、拡張器シースの電気導体１６，１７に接続されている。これにより巻回 比が４．５：１が得られ、これは最少の電力損失で拡張器シースの２０００オー ムのインピーダンスに対し、エネルギソースの１００オームのインピーダンスが 適合できるようになる。電圧と電流は、変圧器の一次巻線と二次巻線の間で４． ５：１の比率で変換される。このインピーダンス比は、巻線比の自乗例えば２０ ：１で変換される。 電流から電圧へのコンバータ４８は、無線周波数変圧器５４の一次巻線５５に 無線周波数エネルギソース３３とインピーダンス適合ネットワーク４７との間で 接続される。電流から電圧へのコンバータ４８は、アミドン社から市販されてい るＦ５０−６１のフェライトトロイドコアを有する無線周波数変圧器５７を有す る。この変圧器の一次巻線５８は１巻回で、二次巻線は４巻回である。この４： １の巻線比率が一次巻線を流れる大きな電流を電流モニタ４９に加えられる電圧 信号に変換する。 電流モニタ４９は、無線周波数変圧器５７の二次巻線に接続され、しきい値電 圧検出器６１に直列に接続されたピーク検出器６０を有する。これら両方の回路 とも公知の回路である。ピーク検出器６０は、市販のＩＮ９１４のようなダイオ ード６２を有し、これは６１の入力に直列に接続される。ダイオード６２の出力 に並列に例えば０．０５μｆのキャパシタ６３と例えば６．８Ｍオームの付加抵 抗６４が接続されている。 しきい値電圧検出器６１は、市販されているオペアンプＣＡ３１６０Ｅのよう なコンパレータ６５を有し、このコンパレータ６５は、例えば１００Ｋオームの 付加抵抗６６を介してＬＥＤの入力と駆動回路５１に直列に接続される。このコ ンパレータの一方の入力はピーク検出器６０に接続され、他方の入力は例えば２ ０Ｋオームの電圧分割ポテンショメータ６７に接続される。この１０巻回のポテ ンショメータは、接地と９ボルトのソースとの間に接続される。拡張器シースは エネルギソースに接続され、そしてエネルギが加えられて拡張器シースの先端部 で電気的導体１６と１７との間に電気エネルギのアークを引き起こす。しきい値 電圧検出回路のポテンショメータは、アークが発生していることを表すようにイ ンディケータランプ５０を点灯させる。この後この拡張器シースが、組織に接触 してアークを消弧させる。インディケータランプが依然として点灯している場合 には、ポテンショランプはインディケータランプを消すように再び調整される。 ＬＥＤと駆動回路５１は、公知のＦＥＴスイッチ６８（例えば、市販のＶＮ２ ２２２）を有し、これは例えばＩＫオームの付加抵抗６９と、発光ダイオード７ ０との間に直列に接続される。しきい値電圧検出器の出力がスイッチをオン、オ フさせて電流が発光ダイオード７０内を流れるようにして、インディケータラン プ５０を点滅させる。 図１２は、図１の高周波拡張器シース１０に接続された無線周波数生成システ ム４６の別の実施例である。この実施例において、高周波拡張器シース１０は温 度センサ７１（市販のサーミスタ）を電気的導体１６と１７の先端部に隣接する 拡張器シースの先端部１４に有する。このサーミスタと電気導体７２，７３は、 電気的導体１６，１７と同様な方法で拡張器シースに軸方向に配置される。無線 周波数の電気エネルギのアークが電気的導体１６，１７の間に形成されると、こ れによりカプセル化組織を分離し除去し溶融し切断し、そして熱が電気アークで 切断された組織により生成される。電気アークと切断された組織により生成され た熱は、温度センサ７１で測定され、その温度を表す電気信号を無線周波数生成 システム４６に送る。別法としてあるいは温度センサ７１と組み合わせて光ファ イバまたは他の検出素子を高周波拡張器シース１０の先端部１４に配置すること も可能である。この付属的なあるいは別のセンサを用いて電気アークが電気的導 体１６と１７の間で形成され、カプセル化組織を被カプセル化（組織が絡んだ） リードから切断あるいは除去することをモニタあるいは表すことができる。 無線周波数生成システム４６は、無線周波数エネルギソース３３を有し、この 無線周波数エネルギソース３３は、高周波拡張器シース１０にインピーダンスマ ッチングネットワーク４７を介して接続される。インピーダンスマッチングネッ トワーク４７は、前述した構成を有する。無線周波数生成システム４６は、温度 センサ７１に電気導体７２，７３を介して接続された温度モニタ回路７４を有す る。この温度モニタ回路７４は、インディケータランプ５０を点滅させ、かつ電 気的導体１６，１７間の電気アークの存否を示す公知の回路である。温度モニタ 回路７４を用いて無線周波数エネルギソース３３にフィードバックを与えて高周 波拡張器シース１０に加えられるエネルギ量を調整する。 図１１は、図１の高周波拡張器シース１０に接続される無線周波数生成システ ム４６の別の実施例である。電気的導体１６と１７は、内側同軸拡張シース１３ の先端部１４にまで延びる。この実施例においては、無線周波数生成システム４ ６は高周波拡張器シース１０にインピーダンスマッチングネットワーク４７を介 して接続された無線周波数エネルギソース３３を有する。インピーダンスモニタ 回路７５は、インピーダンスマッチングネットワーク４７の出力間に接続されて 、シースの先端部１４にある電気的導体１６，１７間の電気アークの存否に起因 して拡張器シースのインピーダンスの変化を検出する。前述したようにインピー ダンスモニタ回路７５により検出されるインピーダンス差を用いて拡張器シース の先端部１４における電気アークの存否によりインディケータランプ５０を点滅 させる。さらにまたインピーダンスモニタ回路７５は無線周波数エネルギソース ３３に接続され、拡張器シースに加えられるエネルギ量を調整するために、フィ ードバック信号を与える。 さらにまた無線周波数エネルギソース３３は、インピーダンスモニタ回路７５ と温度モニタ７４または電流モニタ４９により制御され、拡張器シースの先端部 へエネルギの大きなパルスを与える。このエネルギの大きなパルスは、電気的導 体１６，１７を介して加えられ、これにより被カプセル化リードの周囲の組織を 液体化してガス状態にさせ、これにより組織を被カプセル化リードから切り離す 。 図２は、図１の高周波拡張器シース１０の内側同軸拡張シース１３の先端部１ ４の拡大図である。図３は、図１の高周波拡張器シース１０の内側同軸拡張シー ス１３の先端から見た拡大図である。内側同軸拡張シース１３は、その中を軸方 向に延びるメイン通路１５を有する細長い管状部材２６により形成されている。 しかし内側拡張器シースとそのメイン通路は、例えば四角形，長方形，楕円形， 三角形あるいはそれらの組み合わせのいかなる断面形状も取り得る。前述したよ うにメイン通路１５は、心臓用の電気的リードの細長構造体がその中に配置でき るようなサイズと形状をしている。細長い管状部材２６内には、第１と第２の電 気的導体通路２２，２３が形成され、管状部材の壁４１内を軸方向に延びている 。電気的導体通路２２，２３は、例えば市販されている医療用接着剤またはエポ キシのような生物適応材料２４によりそこに固定される電気的導体１６，１７を 有する。医療用接着剤の一例のエポキシは、Hysol（登録商標）epoxyで、ニュー ヨーク州オリーンのデクスター社から市販されている。内側同軸拡張シース１３ の細長い管状部材２６は、耐熱性の生物適用ポリマー材料から形成され、電気的 導体１６，１７間の電気的アークの生成により発生する温度に耐えられるもので ある。好ましくは内側同軸拡張シース１３の細長い管状部材２６は、ポリテトラ フルオロエチレン（ＰＴＦＥ）で、これは放射線不透過材料（例えば、ビスマス ，バリウム，炭化ビスマス，プラチナタングステンあるいは他の市販の放射線不 透過材料のような）を添加することにより放射線不透過製である。公知のように ＰＴＦＥは、つるつるした材料である。例えば５００°Ｆ以上の高い熱屈折温度 を有し、内側同軸拡張シース１３の管状部材に適したものであり、他の耐熱性生 物適応材料は、フッ化エチレンプロピレン（fluorinated ethylene propylene− ＦＥＰ），ポリエーテルエーテルケトン（polyetheretherketone−ＰＥＥＫ）， ポリエチルイミド（polyetherimide−ＰＥＩ），ポリフェニールスルフォン（ polyphenylsulfone−ＰＰＳ），ポリイミド（polyimides）を含む。低い熱屈折 温度（heat deflection temperatures）を有する他の生物適合材料は、アプリケ ーションによっておよび電気導体により生成される熱に応じてそれぞれ考え得る 。表面の滑らかさが生物適合材料の関心事であるならば、親水性コーティングを その表面に塗布することもできる。 例えば、内側同軸拡張シース１３の細長い管状部材２６は約１９インチ（４７ ．５ｃｍ）長さで、外径は約０．１５５インチ（０．３８７５ｃｍ）で、そのメ イン通路の内径は約０．１１３インチ（０．２８２５ｃｍ）である。細長い管状 部材２６の壁４１は、最少外壁厚さは約０．０２１インチ（０．０５２５ｃｍ） である。電気的心臓リードの外形は約０．１００インチ（０．２５ｃｍ）で、シ ースのメイン通路１５の直径により収納できるものである。メイン通路１５の直 径は、電気的心臓リードを収納可能な程度で約０．０６インチ（０．１５ｃｍ） で、長さが０．１２５インチ（０．３２５ｃｍ）である。メイン通路の直径は、 ０．０２インチ（０．０５ｃｍ）以上のクリアランスがあるように選択される。 この許容差が拡張器シースの内側に組織が溜まることにより、メイン通路内をブ ロックすることを最少にしている。電気的導体通路２２，２３は、直径が約０． ０２２インチ（０．０５５ｃｍ）の壁４１の厚い部分内に形成される。他の拡張 器シースは、ポリプロピレン材料を含み、約１３インチ（３２．５ｃｍ）の長さ で、外径が０．２３３インチ（０．５８２５ｃｍ）で、内径が０．２０８インチ （０．５２ｃｍ）である。傾斜した先端部１８，３６は、同軸拡張シース１３， ２８の軸方向に対し、４５°の角度を形成する。内側同軸拡張シース１３の先端 部１８は、頭が切り取られていて、横断面８９を形成し、これにより電気的導体 １６と１７がシースの先端面と面一になる。この横断面８９は、シースの先端部 を越えて延びてダイアモンドソウにより先端傾斜面のエッジの先端部分が切断さ れた電気導体により形成され、そしてその横断面８９がシースの軸方向に直交す るようになる。 図４は、図１の高周波拡張器シース１０の内側同軸拡張シース１３の先端部１ ４の部分拡大断面側面図である。同図に示すように電気的導体通路２２，２３の 先端部は、約０．０３インチ（０．０７５ｃｍ）の直径で、深さが約０．３イン チ（０．７５ｃｍ）となるように孔が掘られている（counterbored）。電気的導 体１６，１７は、それぞれ耐熱性の電気導体材料からなる電極チップ４４を有し 、この材料は例えば無線周波数の電気アークを生成するタングステンである。電 気的導体１６は、例えばステンレス製のコレクタスリーブ３９を有し、これは低 抵抗電気導体４０（ニュージャージ州エリザベスのアルファワイアカンパニー社 から市販されているＮｏ．２８４０／７ ストランドアンドツイスト銅線ワイア ）に接続される。３９は、約０．２インチ（０．５ｃｍ）の長さで、内径が約０ ．０２１インチで、外径が約０．０２８インチ（０．０７ｃｍ）である。このタ ングステンの電極チップ４４は、約０．２インチの長さでその直径は約０．０２ ０インチである。電極チップの半分は、コネクタスリーブ３９内に配置されてい る。このタングステン電極チップは、ＴＩＧ溶接電極（溶接部品販売店で市販さ れている）で用いられるような純粋なタングステンワイアから形成される。この コネクタスリーブは、タングステン製のチップと電源供給導体４０に機械的に固 定される。電気的導体１６は、まず電気的導体通路２２を貫通して配置され、管 状部材の根元部近傍からでる。このコネクタスリーブとタングステン製電極チッ プとは、導体通路の対向してあけられた部分内に引き込まれ、そこにエポキシあ るいは医療用接着剤のような生物適用性材料２４に固着される。 図２，３に示すように電気的導体１６，１７は、それぞれ管状部材２６の壁４ １の厚い部分内の電気的導体通路２２，２３内に配置される。電気導体と導体通 路の中心間距離は、０．０９０（０．２２５ｃｍ）から０．１００インチ（０． ２５ｃｍ）の範囲内にあり、最大のスペースは０．１５インチ（０．３７５ｃｍ ）で、最少のスペースは０．０１０インチ（０．０２５ｃｍ）である。 図５は、図１の高周波拡張器シース１０の別の実施例の端面図で、同図におい て内側同軸拡張シース１３は、細長い管状部材２６の壁４１を貫通して延びる少 なくとも３本の電気導体通路を有する。これら３本の電気導体通路は、前述した 導体通路２２，２３を通路４２に沿って有し、そこにそれぞれ電気的導体１６， １７，４３を配置する。前述したように通路１５は、電気心臓リードをその中に 配置するよう用いることができる。動作について述べると電気アークが中心導体 １７と外側導体１６との間、あるいは中心導体１７と外側導体４３との間に同時 にまたは他の導体対とは別個に形成される。この電気アークを用いて電気心臓リ ードから組織を分離するための高周波エネルギの幅広いベースを確立する。電気 導体を内側拡張シースの周囲全部に配置することも可能である。 図６は、図１の高周波拡張器シース１０の内側同軸拡張シース１３の別の実施 例の拡大図である。内側同軸拡張シース１３のこの実施例は、電気的導体１６， １７を外側表面１９に配置している。図７は図６の高周波拡張器シース１０の内 側同軸拡張シース１３の拡大先端部の図である。電気的導体１６，１７を拡張シ ースの外側表面に配置するために、凹み２０，２１が外側表面１９に形成されて いる。電気的導体１６，１７は、それぞれの外側表面にある凹み２０，２１内に 配置され、前述したような医療用接着剤あるいはエポキシのような生物適応材料 ２４によりそこに固着される。この生物適合接着剤あるいはエポキシを電気導体 と拡張シースの周辺であるその先端部の上に塗布する。電気的導体１６と１７の 残りの部分を内側同軸拡張シース１３に固着するために、外側ラップ２５が電気 導体と管状部材２６の周囲に配置される。 前述したように、内側同軸拡張シース１３は、その中を軸方向に延びるメイン 通路１５を有する細長い管状部材２６で形成される。さらに電気的導体１６，１ ７は、それぞれタングステン製の電極チップ４４とコネクタスリーブ３９と電源 用導体４０とを有する。この実施例において、タングステンチップの長さは、約 ０．７５インチ（１．８７５ｃｍ）に増加し、２０，２１の直径は、約０．０２ ２インチ（０，０５ｃｍ）に維持される。この２０，２１の根元部は、３９を収 納できるよう拡張されている。２５は、耐熱性のシュリンクラップチューブで、 ペンシルバニア州フィラデルフィアのペンワルト社から市販されているＫＹＮＡ Ｒ（登録商標）である。このシュリンクラップチューブの内径は０．１８７イン チ（０．４６７５ｃｍ）で、壁圧は０．００５インチ（０．０１２５ｃｍ）で加 熱することにより導体と内側同軸拡張シース１３の周囲を包囲するよう収縮する 。このシュリンクラップ材料は、４５０°Ｆから５００°Ｆの範囲の温度でもっ て内側拡張シースの周囲にシュリンクする。外側のラップチューブ２５は、電気 的導体１６，１７を補強し、電気的心臓リードから組織を分離する際に破損した り移動したりするのを最少にとどめる。電気的導体１６，１７の中心間距離は、 第１の実施例と同様に維持される。 図８は、図６の高周波拡張器シース１０の内側同軸拡張シース１３の先端部１ ４の部分拡大断面図である。同図に示すように電気的導体１６は、電極チップ４ ４と電源導体４０とを有し、これらは導体スリーブ３８により相互に接続されて いる。電極チップ４４は、２０内に配置され、生物適合材料および外側ラップチ ューブ２５によりそこに固着される。先端部１４は傾斜先端１８を有し、この先 端部１８は拡張シースの軸方向に対し約４５°傾いており、そして横断面８９が 拡張シースの軸方向に直交する先端部に形成される。この傾斜した先端部は、電 極導体と生物適合材料と外側ラップチューブが細長い管状部材２６の周囲に配置 された後形成される。横断面８９は、ダイアモンドソウを用いて傾斜先端部の最 先端部分を除去して電気的導体１６，１７がシースの先端部と面一となるように して形成される。 図１４は、図１の拡張シースの別の実施例の先端部の拡大図である。この実施 例において第３のルーメン８３は、内側同軸拡張シース１３の壁４１内に形成さ れ、そこを通って色素流体または他の流体あるいは他の材料が注入される。別の 実施例においては、電気的導体１６，１７は、異なった直径を有するように示さ れている。さらにまた電極チップ４４は、導体チップ８４−８８が凹形状８４， ノミで彫られた形状８５，球形状８６，切頭形状８７，ダイ形状８８を含む別の チップ形状も用いることができる。これらのチップは、拡張器シースの先端部１ ４の横断面８９から若干突出しているか同一面上にあるかあるいは若干凹んだ状 態かのいずれかである。電気導体のチップが突出し過ぎたり凹みすぎたりしてい ると、切断用の電気アークを維持するのが困難となる。特別形状した導体チップ ８４−８８の配置方法は、前述した実施例と同様であるが、但し横断面８９は、 電源導体ワイヤ４０を第１と第２の電気的導体通路２２，２３内に延ばす前に形 成される。 図１５，１６は、それぞれ図１，６の拡張シースの別の実施例の先端部の拡大 部分断面側面図である。これらの実施例においては、先端部１８は前の実施例の ように先端部で切り落とされておらず、電気導体が先端部と面一となるように横 断表面を形成する。これら別の実施例においては、各電極チップ４４は先端部１ ８の面から若干凹んでおり、電極チップに鋭いエッジ先端部で終端している。こ の鋭い傾斜エッジを用いてリードの通路に沿って傷で硬くなった組織を機械的に 切断し、かくして無線周波数エネルギの動きを補足する。 動作を説明すると、電気的導体１６，１７は、コロラド州ボルダーのバレラボ 社から市販されているモデルフォースＦＸのＲＦ生成器のような病院内で通常見 られるような高周波エネルギのソースに接続される。この電子外科装置各エレク トロサージカルユニット（ＥＳＵ）は、約５０から１００ワットのパワーで５０ ０ＫＨｚ（５００ＫＨｚ±１０ＫＨｚ）の基本無線周波数を１２０Ｈｚ（６５％ １２０Ｈｚで変調）で変調してタングステンの電極チップに与える。図１５の高 周波拡張器シース１０は、類似の装置であるバレイラボ社の生成器（モデルＳＳ Ｅ２Ｌ）で、心臓を肋骨の右側から露出させた麻酔を掛けた羊でもって検査を行 った。電子外科生成器を２にセットすると、連続性の組織が１００ｍＡで切断さ れた。また２にセットすると、肋骨の外側の筋肉が８０−１００ｍＡで切断され た。外科手術生成器を２．５に設定すると、心臓への励起なしに心膜の外側への 脂肪性パッドが切断できた。この心臓は、この設定により心膜を介して刺激され た。次の切断は、拡張シースを右側心室の外部表面に配置することにより行われ た。このようにして得られたデータを表Ａに示す。 これらの切断の全てが心室ベースの異所性のビートのランの励起を引き起こした が細動は発生しなかった。 別の羊においては、６カ月間埋め込まれたアトリアル（atrial）リードを除去 するためにシースを経皮的に用いて、傷で硬くなった組織は大静脈と心房内の電 気的外科切断により取り除かれた。第３の羊においては、１２カ月間埋め込まれ た冠状ろう（coronary sinus）リードに沿って形成された傷で硬くなった組織は 、冠状ろう内でシースを回転させることと共に電気的外科切除により取り除かれ た。対照薬剤を注入することにより、抽出後の血管の完治が確認された。電気外 科切除シースを用いることによる合併症は発生しなかった。 これらの動物実験の結果、本発明の拡張器シースは、カプセル化している組織 を心臓に通じる血管内に配置された電気心臓リードから除去できることが分かっ た。無線周波数拡張シースのインピーダンスは、約１００オームでこれは市販の 電気外科装置のインピーダンスに適合している。公知のインピーダンス適合変圧 器あるいは回路を用いて電子外科手術のインピーダンスに電気導体のそれを合わ せることができる。 上述した無線周波数拡張器シースは、本発明の単なる一実施例で他の拡張シー スも本発明の精神と範囲から逸脱することなく、当業者は容易に考え得るであろ う。特に本発明の拡張シースは、耐熱性ポリマーあるいは高ポリマープラスチッ ク材料から形成される。しかし、他のいかなる耐熱性材料も使用することができ 、例えば金属あるいは金属とプラスチックの組み合わせた材料で形成された拡張 シースも考え得る。本発明の拡張シースの形状は、細長い構造体が挿入される血 管または組織あるいはいかなる構造の形状も受け入れることができるものである 。さらに電気的導体が除去する際、干渉しない位置に配置されている限り、内側 拡張シースの根元部から外側拡張シースを引き抜くこともできる。特に導体通路 は、拡張シースの全長に亘って延在することも可能で、これにより電気的導体は その根元部で拡張シースの壁を貫通することもできる。電気的導体のコネクタは 、除去可能かあるいは十分小さく外側シースの通路内に配置できる程度である。 あるいは外側の同軸拡張シースは、その先端部から内側シースの上に配置するこ とも可能である。前述したように本発明の無線周波数拡張シースは、バイポーラ 構成であるが、ユニポーラ構成も患者と患者の外部との間に電気の戻りパスが形 成されるならば、ユニポーラ構成も形成して考えることができる。さらにまた付 属のルーメンを内側拡張シース内に含めて対照媒体あるいは対照薬剤を血管また は組織内に注入するようにしてもよい。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (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 クック、カール エー. アメリカ合衆国，15146 ペンシルベニア モンロービレ、オックスフォード ドラ イブ 100、アパートメント 609 (72)発明者 グッド、ルイス ビー. アメリカ合衆国，16066 ペンシルベニア クランベリ タウンシップ、パイン ブ ルック ドライブ ６ (72)発明者 ジョンソン、ウイリアム エル. アメリカ合衆国，16201 ペンシルベニア キッタニング、バトラー ロード 707 (72)発明者 ノーランダー、バリー イー. アメリカ合衆国，15235 ペンシルベニア ピッツバーク、アザレア ドライブ 11272 (72)発明者 ゼーウエ、ジェームス アール. アメリカ合衆国，15209 ペンシルベニア ピッツバーク、ベリントン ドライブ ９

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １． 生物的組織（１２）内に移植された細長い構造体（１１）を取り出す医療 装置（１０）において、 先端部（１４）と軸方向に延びる通路（１５）を有する細長いシース（ １３）と、 前記通路は、細長い構造体を配置する大きさと形状を有し、 前記先端部と前記細長いシースの前記通路近傍内にあるいは部分的にあ るいはその周辺に配置される少なくとも一本の電気導体（１９）と、 からなり、前記電気導体は、エネルギが加えられたときに前記生物組織を前記 細長い構造体から分離する ことを特徴とする医療装置。 ２． 前記少なくとも一本の別の電気導体（１７）が、前記先端部と前記細長い シースの前記通路近傍内にあるいは部分的にあるいはその周辺に配置されること を特徴とする請求の範囲１記載の医療装置。 ３． 前記細長いシースの先端部の端部表面（１８）は、前記シースの長軸に対 し、例えば約４５°傾斜している ことを特徴とする請求の範囲１または２記載の医療装置。 ４． 前記傾斜表面は先端が切り取られ、その結果得られた横断表面（８９）が 前記長軸に直交し、 前記導体が横断表面に隣接する先端部内にまたは部分的にその中にまたはその 周囲にある ことを特徴とする請求の範囲３記載の医療装置。 ５． 前記細長いシースの少なくとも１個の先端部の前記外側表面は、軸方向に 延びる少なくとも１個の凹み（２０）をその中に有し、 前記各電気導体は、それぞれの凹み内に配置される ことを特徴とする請求の範囲１記載の医療装置。 ６． 前記細長いシースは、その中を軸方向に延びる別の通路（２２）を有し、 １本の電気導体が前記別の通路内に配置される ことを特徴とする請求の範囲１の医療装置。 ７． 前記シースは、第２の電気導体（１７）と先端部内に軸方向に延びる別の 通路（２３）とを有し、 前記第２の電気導体は前記別の通路内に配置される ことを特徴とする請求の範囲６記載の医療装置。 ８． 前記導体は、生物適応材料により各凹みまたは通路内に固着されることを 特徴とする請求の範囲５，６，７のいずれかに記載の医療装置。 ９． 外側ラップ（２５）が、前記細長いシースの周囲に配置され、前記電気導 体が前記先端部位外の領域に配置される ことを特徴とする請求の範囲１〜８のいずれかに記載の医療装置。 １０． 前記細長いシースは、細長い管状部材（２６）を含む ことを特徴とする請求の範囲９記載の医療装置。 １１． 前記細長い管状部材は、放射線不透過材料（２７）を含み、横方向にフ レキシブルである ことを特徴とする請求の範囲１０記載の医療装置。 １２． 前記細長いシースをその中に配置できる大きさと形状の通路（２９）を 有する別の細長いシース（２８）をさらに有する ことを特徴とする請求の範囲１〜１１のいずれかに記載の医療装置。