JP2002532132A - 体組織の切断のための高周波ベースのカテーテル装置及び中空同軸ケーブル - Google Patents
体組織の切断のための高周波ベースのカテーテル装置及び中空同軸ケーブルInfo
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Abstract
Description
88号(1998年10月14日出願)の一部継続出願にあたる。
の切断とに関する。特に本発明は、患者の血管中において生物学的組織を切断す
るための、及び、心不整脈を治療するための、カテーテルベースのRFアンテナ
に関する。
いたような心臓疾患や他の重症な病気に対する重要な治療様式として、医療装置
が相当に受入れられてきている。心臓病の治療においては2つの基本的な風潮が
出現している。その第1は、開心術から侵襲性が低くて安価なカテーテルベース
の治療への変遷であって、これはより安全でより衰弱が少ない。
侵襲性のカテーテルないし他の装置ベースの治療法への変遷に代表される。例え
ば、致死的な心室性不整脈の患者には自動式の電気的除細動器−心細動除去装置
が日常的に体内埋植されて、突然死の見込みを低減させている。従って、高周波
(“RF”)カテーテル切断は今や心不整脈に患う患者の多数に対して実行され
ている。
て残されている。AFは、一定しない電気パルスによってひき起されるものであ
り、心房又は心臓の上室のすばやい不規則な律動であって、卒中や心臓発症の主
要な原因であると共に健康管理の重い負担になっている。現在までのところ、A
Fの治療のための最も効果的な外科的処置は、開心述のもとで行なわれるメイズ
処置(Maze procedure)であった。メイズ処置においては、心房の外側の予め定め
られた線に沿って切開を行なって、その後これを互いに縫合する。癒合が進むと
瘢痕組織が切開線に沿って形成されて、それにより電気インパルスの導電に対す
る障壁が形成される。そのような障壁を創り出すことによってAFはもはや持続
することがなくなって、規則正しい心臓リズムが回復する。しかしながら、メイ
ズ処置は広く採用されてはおらず、それは胸の空洞を開いて胸の骨を切断するこ
とを伴う開心術に関連した罹患率及び死亡率のためである。
切断技術に代表され、それにおいては外科的切開に代えて、カテーテル電極を利
用して心房室内の心臓組織を破壊ないし切断する。カテーテル電極は、医学界に
おいて一般的に実践されているように、動脈を通して心房へアクセスする。心房
内において、カテーテル電極の先端を通常はX線又は蛍光手段の助けによって位
置決めして、切断が求められる所望の位置ないし箇所において心臓組織に接触さ
せる。この箇所にて、カテーテル電極から発生した抵抗加熱によって組織が破壊
される。その後で、カテーテル電極は次の箇所の切断のために再配置される。従
って、一連の箇所の切断は、メイズ処置のもとで達成される線状の損傷を模造し
て、電気インパルスの導電を妨げる。
ではない。さらに切断中において、心臓血管の機能の混乱は低減される。しかし
ながら、カテーテルベースの高周波切断処置が成功するためには、電気インパル
スの通過を阻止するために、隣接する箇所の間にて通常2mm以下の空間内ない
し近接公差内での組織箇所の切断を要求する。これに関し、カテーテル電極の精
密な位置決めの作業は、処置が成功するための重大な要素となる。
心房内の所望の切断箇所にカテーテル電極を位置決めするのが時間のかかる作業
であることにある。心房壁ないし心筋の動きは、しばしばカテーテル電極の精密
な位置決めを困難にし、カテーテル電極がスリップを生じる傾向があって、それ
により切断を必要としていない心房の部分を損傷させる。その結果、カテーテル
ベースのRF切断の位置決めを効率よくなし遂げることができず、しかも処置時
間が長くなり12時間を越えるようなことも予想される。さらに、処置の間には
カテーテル電極を配置し位置決めするために、X線又は他の放射手段が慣例的に
用いられ、このため電気−生理学者は重たい鉛の保護装具を使用しなければなら
ない。この結果、長い処置時間によりそのような不便はしばしば拡大して、これ
がカテーテルベースの電極の使用を組織切断の有効な手段にすることをそこなう
。
に開示されているカテーテルベースのマイクロ波アンテナでは、アンテナ内に先
端チップを組込んでそれを心房壁にしっかり固定するようにしている。しかしな
がら、このデザインは毎回の切断ステップ中におけるアンテナないしカテーテル
電極のスリップの見込みは低減させるものの、毎回の切断ステップのために所望
の切断経路に沿ってアンテナを精密に位置決めして固定するという消耗的な作業
を削減することはない。従って、毎回の切断ステップの後には、アンテナを次の
箇所へと精密に再配置して固定しなければならず、これは切断経路上において上
述したような空間内ないし近接公差内に位置しなければならない。
おいて長くて又は重なり合った直線又は曲線の切断損傷を創り出すことを要求す
る。これらの損傷はその後電気インパルスの導電の障壁として働いて、それによ
り心房細動を阻止する。
とマイクロ波アンテナとを心房室の内側で安定させ固定できる能力にあることも
また認識されている。新たなカテーテル切断装置は、好ましくは長くて又は重な
り合った直線又は曲線の切断損傷を作ることができるものであって、最小の侵襲
性での心房細動のための治療処置を発展させることが求められる。
ついてだけ用いられるものではなく、他の血管中の生物学的組織の切断について
も用いることができる。カテーテル装置は、モノレールとループ状のアンテナガ
イドとを採用した安定化及び固定のための機構と、切断中に異なるパラメータを
監視するためのセンサと、カテーテルの操縦及び操作を容易にするためのコント
ロールスライドを備えたハンドルとを含んでいる。
良された高周波カテーテル装置が提供される。カテーテル装置は、血管中に挿入
するように適合できるカテーテルと、カテーテルの内腔内に配置された展開可能
なアンテナガイドとを備える。展開可能な高周波アンテナが、中空の同軸的なケ
ーブルと共に、カテーテルの先端部分に提供されて、組織の切断のための高周波
エネルギーを受信及び発信する。本発明の代表的な実施形態では、アンテナはヘ
リカルコイルを備えると共にアンテナガイドを収容する軸方向の通路を有してい
て、アンテナガイドは展開に際して組織の切断のためのアンテナの切断経路を規
定する。アンテナガイドは細長い部分を備え、これは位置決め及び展開のコント
ロールのためのコントロールスライドに固定されている。アンテナガイドは血管
内にて展開可能であって、血管の輪郭に適合できるようなループ形状を形成する
。所望の組織切断経路に対するループの整列は、アンテナガイドに沿って取付け
られた放射線不透過性のマーカーと心臓内電極とを使用することで容易になる。
血管内にてループを形成した後で、高周波アンテナをアンテナガイドに沿って展
開させて組織を切断する。
決めコントロールスライドに固定され、他方の部分はカテーテルの先端部分に固
定される。本発明のさらに別の実施形態では、アンテナガイドは細長い可撓性の
部材として形成されて、先端チップで終端する分離した先端部分を有している。
ンを組込むことができる。本発明のそのような代替的な実施形態のひとつでは、
高周波アンテナはカテーテルの先端部分に配置されたモノポールビーズを備え、
反射及び電圧定在波比を最小にしつつ最適な放射パターンを伝える。本発明の他
の実施形態では、マイクロストリップ可撓回路が提供される。
面との接触を確立させる。アンテナガイドの可撓性のために、アンテナガイドは
血管の輪郭に適合すべく曲ることができて、高周波アンテナのための切断経路を
定める。
の精密な位置決めが必要とされていたのを避けることはないにせよ、有効に低減
する。本発明では、組織の切断経路を定めるアンテナガイドの軌跡に沿って、高
周波アンテナを都合良く配置する。同時に本発明は連続した切断経路を確保し、
従来技術の切断箇所の間における電気インパルスの漏電のリスクを実質的に減少
させる。従って、本発明は、曲線状の損傷をなし遂げて実質的にメイズ処置の目
的を果たし、しかも開心術の必要もない。
示した以下の詳細な説明と添付図面から明らかになるだろう。
周波ベースのカテーテル装置を提供する。装置は患者の血管中に挿入するのに適
合できるカテーテルを含んでいる。装置には、治療箇所へ電磁エネルギーを伝え
るための展開可能な高周波アンテナが組込まれている。所望の切断経路に沿って
アンテナを精密に位置決めするためにモノレールガイドが提供される。本発明は
また、電磁エネルギーを伝導するための中空の同軸的なケーブルを提供する。
合されたカテーテル3から構成される。カテーテルは、可撓性の細長い管状の本
体10であって、基端部分12と先端部分14とを備えたものを有している。カ
テーテルの基端部分から先端部分へは内腔16が延びていて、先端開口18を備
えている(図3及び図4)。カテーテル3の基端部分12にはハンドルシャシー
20が配置され、後に詳述するように、必要な操縦及び位置決めコントロールを
収容している。カテーテル3の基端部分には様々な電極(図示せず)と結合する
ための結合具22が組付けられていて、切断処置を支援する。
ているが、それについては医療分野の当業者に良く知られている。カテーテルの
管状の本体10は、血管中の環境にて生物学的適合性である重合体材料から一般
的に作られている。そうした材料の例には、独国 Autochem 社の Pebax、ポリエ
チレン、ポリウレタン、ポリエステル、ポリイミド、及びポリアミドが含まれ、
様々な度合いのradio-pacificityと硬度と弾力性とを備える。
た複数のセグメントから形成して、カテーテルの本体が先端に向って漸進的によ
り可撓性をもつようにする。セグメント同士は熱圧着や突き合せ接合、又は接着
結合によって互いに結合される。また、管状の本体10の円周表面に編組補強材
を付加してカテーテルの所望のレベルの剛性とねじり強さとを達成することもで
きる。これによって、カテーテルは患者の血管中を進んでうまく通り抜けること
ができると共に、カテーテルの長さに沿って基端部分から先端部分へとトルク伝
達をすることができる。
、編組は少ないか又は備えられて無く、動脈や静脈のような血管の狭い通路を通
してカテーテルを操作したときに、カテーテル3の先端の偏向ないし操縦に適応
するための所望の可撓性を提供する。本発明においては、カテーテルの操縦は引
張ワイヤ30によって実行され、ワイヤは図11に示す如くコントロールハンド
ルシャシー20からカテーテル3の先端部分14へと延びている。カテーテル3
の先端部分において、引張ワイヤ30は半田付け又は他の適当な手段によってカ
テーテルの内腔16の内壁に固着されている。
されており、これはハンドルシャシー20の長手溝34に沿って摺動自在に係合
している。溝34に沿って親指スライド32を長手方向に動かすことと、カテー
テル3のねじり動作とによって、血管の通路をうまく通り抜けるための必要に応
じて、医師はカテーテル3を曲げたり真っ直ぐにしたりすることができる。親指
スライド32には、掴みの位置を溝34内において固定するための摩擦捕捉手段
が組込まれている。多くのそうした手段は商業的に入手可能である。そうした手
段の例には、セット−リリース、圧力スイッチ、又は自己ロック機構が含まれる
。
切断のためにRFアンテナをガイドするための効果的な手段を提供する。図1、
図3A、図4A、及び図4Bは、アンテナガイドないしモノレール36を示して
おり、これはカテーテル3の先端部分14に隣接した伸ばされた位置へと展開す
る。アンテナガイドないしモノレール36はまた、図3Bに示す如く、カテーテ
ルの内腔16内に引込むようにも適合されている。
作ることのできる可撓性の細長い部材から構成される。これに代えて、モノレー
ル36はまた、図示のように、小径の管からも作ることができる。モノレール3
6は伸ばされる部分42及び44を有していて、これはカテーテルの内腔16内
の基端方向へ延在している(図4A、図8乃至図10)。ハンドルシャシー20
において、モノレールの延長部分はそれぞれコントロールスライド46及び48
に固定されている。カテーテルの偏向の引張ワイヤ30と同様に、図2に示す如
く、コントロールスライド46及び48はハンドルシャシー20の長手溝内に摺
動自在に係合しており、カテーテル3の長手軸線に沿って先端方向又は基端方向
に可動になっている。従って、コントロールスライドの一方又は双方を動かすこ
とにより、モノレールガイドは図2及び図3Aに示すような展開した位置を達成
することができると共に、また、図3Bに示すような引込んだ位置を達成するこ
ともできる。モノレール36を展開させるには、コントロールスライド46及び
48の一方又は双方をハンドルシャシー20に対して先端方向へと動かす。引き
込むためにはコントロールスライドを基端方向へと動かす。コントロールスライ
ドの位置は、偏向コントロールないし親指スライド32に用いられているのと同
様な、例えばバネ負荷の摩擦捕捉手段などのような適当な手段によって固定する
ことができる。
は、カテーテル3の先端部分14のカテーテルの内腔16内にて、小型のU字形
の形状に配置されている。なめらかなないし曲線状のチップ40がモノレール3
6には設けられていて、引込んだ位置において、カテーテル3の先端開口18を
チップ40が実質的に閉じて、カテーテルの内腔16を生物学的環境から隔離す
る。チップ40はまた、カテーテルを“非外傷性”にして、カテーテルになめら
かな先端輪郭を与え、カテーテルが血管の通路を通って通り抜けるときに血管を
穿孔する危険性を低下させる。
るのに一般的に用いられている。さらに、チップには放射線不透過性の材料を組
込むことができ、当業界で一般的に実践されているように、X線又は他の蛍光手
段によって、血管内においてその位置を確認する助けにする。
いの復元力と生物学的適合性とバネ状の構造特性とを有する。そのような材料の
例には、ニチノール(ニッケル−チタン)、ステンレス鋼、ポリアミド、及びポ
リテトラフルオロエチレン(“PTFE”)が含まれる。使用される金属性の材
料は、熱処理したり冷間加工することができ、剛性や可撓性のような所望の構造
特性を与える。こうした構造特性によって、モノレール36はカテーテルの内腔
16内においてしわ寄ることなしに動くことができる。しかしながら、カテーテ
ルの内腔16の外に展開した位置においては、モノレール36は曲がるように適
合する。
開可能であって、図3A、図4A、及び図4Bに示すような実質的に連続的なル
ープ50を形成する。モノレールの展開はコントロールスライド46及び48を
カテーテル3の先端へ向けて長手方向に進めることで可能であって、モノレール
はカテーテルの先端開口18を越えて伸びて、血管の内壁との接触を確立する。
そのような接触に際しては、モノレール36の伸ばされた部分は曲ってループ形
状を獲得する。処置が求められる箇所の血管の内側輪郭に応じて、コントロール
スライドの先端方向への変位量を調節することで、ループ50のサイズを適応さ
せることができて、モノレールは血管の輪郭に適合する。モノレール36のバネ
状の特性のために、ループ50の少なくとも一部分は血管の壁面に圧接すること
が可能となって、それにより、移動の可能性はあるものの、血管の内壁との線接
触を獲得する。チップ40が血管の内壁の凹部や小さな陥没部にてモノレールを
固定するのを助けて、血管を穿孔する危険性も伴わない。
1又は複数の放射線不透過性のマーカーをモノレール36に取付けることができ
る。図1乃至図4に示すように、放射線不透過性のマーカーがモノレール36の
チップ40に組込まれている。放射線不透過性の材料によって、チップ40はX
線又は蛍光検査のもとで不透明になり、それにより、カテーテルの挿入中又は組
織の切断中にチップの位置の確認を助ける。放射線不透過性のマーカーの構造と
使用については当業者に良く知られているため、ここでは説明しない。
部材で作って、先端チップにおいて接合して、単一のモノレールを形成すること
もできる。細長い部材間の接合角度は、特定の用途に必要とされるモノレールの
輪郭にもとづいて予め定めることができる。従って例としては、血管の狭い内腔
内での手術に使用されるロープロフィールの(つまり極く小さな横断面を有する
)カテーテルでは、モノレールの引き込みと展開とを容易にするために、比較的
小さい接合角度が求められるだろう。図4Bは本発明の他の実施形態を示してお
り、モノレールガイド36aの一端は、先端開口18の近くにてカテーテル3に
固定されている。延長部分44aを組込まれたモノレール36aの他端は、ハン
ドルシャシーにてコントロールスライド(図示せず)に取付けられている。本実
施形態では、ハンドルシャシーにおける単一のコントロールスライドを使用して
、モノレールを展開したり引き込んだりすることができる。
先端部分14に近接配置された高周波(RF)アンテナ54を含んでいる。本発
明の代表的な実施形態では、RFアンテナ54は導電性材料又はワイヤーストリ
ップが螺旋形状に巻付けられてヘリカルコイル56を形成している。コイル巻線
の適切な直径、ピッチ及び長さ、並びに導体材料又はワイヤーストリップの選択
は設計上の選択事項であって、当業者に知られているように、特定の処置の要求
に応じて変更することができる。そのため、これらの設計の要素と考察について
は詳述しない。
コイル56を備えていて、これはモノレール36を収容するための軸方向の通路
58を形成している。RFアンテナ54はモノレール36に摺動自在に被着され
ている。従って、アンテナの動きはモノレールによって規定される。
ナないしスリーブ60が備えられていて、これはヘリカルコイル56からカテー
テル3の基端部分12へ向けて延在する可撓性の延びた本体を有している。スリ
ーブ60は絶縁材料で作られていて、ヘリカルコイルの金属性の表面56と通路
58内の体液との間での電気的ショートの見込みを低減させると共に、電磁場を
通路の外側へと制限する助けになる。
内側の導電性材料ないし導体64へ接続されて、この導体はRF電力コントロー
ル源5によって提供されたRFエネルギー源へと電気的に接続される。図5、図
6、図11、及び図17に示した実施形態では、内側導体64は可撓性の網ない
し編組ワイヤ構造で作られているか、または、薄膜導電性材料で作られていて、
これはスリーブ60の外面62に外接して、ヘリカルコイル56からハンドルシ
ャシー20へと基端方向に延在している。本実施形態では、内側導体64として
細長い管状の構成を想定している。
延びた、重合体の絶縁保護被膜68で被覆されている。保護被膜68は、ヘリカ
ルコイル56のためと、第2の導電性材料ないし外側導体66のためとの支持層
として働く。保護被膜68はまた、内側導体64を外側導体66から電気的に絶
縁する。
面に巻付けられていて、接続点67にて外側導体66に接続されている。そして
外側導体66は、RF電力コントロール源5によって提供されたRFエネルギー
源へと電気的に接続されている。
、絶縁保護被膜68に外接していて、ヘリカルコイル56からハンドルシャシー
20へと基端方向に延在している。外側導体は編組ワイヤ構造又は薄膜導電性材
料から作ることができる。
絶縁封入材70で被覆されていて、ヘリカルコイルの構造の完全さを向上させる
と共に、ヘリカルコイルを生物学的環境から保護している。封入材70は、シリ
コンや重合体ベースの材料、又はゴムコンパウンドのような、適当な材料で作ら
れている。同様に、同じような材料で作られた外側ジャケット72が設けられて
外側導体66を包むと共に、生物学的環境からの電磁的及び熱的な絶縁を提供し
ている。
れており、これはハンドルシャシー20に摺動自在に取付けられていて、後で詳
述するように、RFアンテナを先端部分において軸方向に変位させる。モノレー
ル36の伸ばされる部分44は、通路58内を基端方向に延在してカテーテル3
の基端部分12へ達している。従って本発明は、一組の電気導体を提供し、それ
らはそれぞれ細長い管状の形状に形成されていて、互いに実質的に同軸的に整列
された関係に配置されて、RFエネルギーを伝えるために、ヘリカルコイル56
から基端方向へハンドルシャシー20に延びる中空のケーブルを形成している。
受信して放射するように適合されている。例としての適当な高周波のスペクトル
はマイクロ波の周波数であって、約300mHzより高い範囲である。RFアン
テナはヘリカルコイルによって発信された、実質的に均一に分布した電磁場エネ
ルギーを加えることができる。発信された電磁場の電力は実質的にRFアンテナ
の長手軸線に対して垂直であり、それ故に、アンテナを中心とした円形でアンテ
ナの範囲の均一なエネルギー場を発生させる。切断のために伝えられたエネルギ
ーはアンテナに沿って均一に分布して、アンテナと切断すべき組織との間の接触
とは無関係になる。この結果本発明は、従来技術の点導電又は抵抗切断のカテー
テルと比較すると、切断中において極近接した又は接触した組織及び血液にホッ
トスポットが生じる見込みを低下させる。
、それぞれインピーダンスマッチングマイクロストリップ80の接続プレート7
4と76とに接続されている(図11乃至図13)。接続プレートは、例えば中
実の同軸ケーブルである導体82に接続されて、これがハンドルシャシー20か
らワイヤコネクタ22を介して電磁エネルギー源(図示せず)へと延びている。
マイクロストリップのところで、モノレール36はRFアンテナのスリーブ60
から外へ出て、コントロールスライドのひとつに結合できるようになっている。
92a及び92bの対向する側壁88及び90の側溝84及び86に沿って、摺
動自在に係合している。RFアンテナの軸方向の動きを提供するために、ケーブ
ル82はハンドルシャシーに対して先端方向又は基端方向へ動くことができ、R
Fアンテナの展開又は引込みに応じる。これに代えて、マイクロストリップ80
はハンドルシャシー20の長手溝に沿って可動な位置決めスライドに固定しても
良い(図示せず)。
40によって助けられる。さらに、モノレール36には1又は複数の心内心電図
(“ECG”)電極96を備えることができ、医師は最適な組織近位と導電活動
とを組織の切断の前後において得ることができると共に、そうした行為のフィー
ドバックを得ることもできる。これらの電極はモノレール36の長さに沿って取
付けられる。図3Aは、心内電極96の典型的な配置を示しており、電極はモノ
レール36内に配置された導線に電気的に接続されて、ワイヤコネクタ22内に
設けられた信号ピン(図示せず)にて終端している。
切断するターゲット組織の近くへもたらされる。挿入に先立って、ガイド部材3
6とRFアンテナ54との双方をカテーテルの内腔16内に引き込んで、放射線
不透過性のマーカー40で非外傷性のカテーテルの先端形状を獲得し、なめらか
な通過を容易にする。その後で、カテーテル3の先端部分14を体の開口に挿入
し、カテーテルを操作して、切断が必要とされる箇所の近くへ到達させる。方向
のコントロールはハンドルシャシーの回転動作と偏向コントロール32との使用
によってなし遂げられる。
のマーカー40によって容易にでき、その位置については、当業界で実践されて
いるように、適当なX線又は蛍光手段によって検出できる。カテーテル3の先端
部分14が組織の切断現場の近くに配置された後で、コントロールスライドによ
りモノレールを先端方向へ動かして、モノレールをカテーテルの内腔の開口16
から外へ出して、上述したような、伸ばされたないし展開した位置のループ形状
を得る。
ライドを操作して、所望のモノレールのループのサイズないし輪郭を得る。ルー
プのサイズないし輪郭の取得は、さらに心内ECG電極96の使用によって助け
られて、医師はRFアンテナガイドないしモノレール36を所望の切断経路に整
列させる。
輪郭に適合させ、ループ50の少なくとも一部分が心房の壁にもたれかかるよう
にして、心房とモノレールとの線接触を確立する。モノレール36の可撓性によ
って、ループの少なくとも一部分は血管の内側の輪郭に適合して、内側壁面にも
たれかかる。心房壁が摶動すると、心房壁に接触しているモノレールもまた協調
して動いて、それにより、処置が求められる血管の位置との固定的で安定した関
係が達成される。
れ整列されると、コントロールスライド46及び48はハンドルコントロールに
て所定位置に固定される。その後、RFアンテナ54を先端方向へ動かして、カ
テーテルの先端開口から外へ出し、モノレールによって摺動式にガイドして、切
断が必要とされる正確な位置へ到達させる。その後で、高周波エネルギーの適用
によって組織の切断をなし遂げることができる。特定の処置の要求に応じて、R
Fアンテナをループに沿った様々な位置に位置決めすることで、切断の長さを調
節することができて、それからRFエネルギーを適用する。従って、長くて切れ
目のない切断線を確立することができて、切断された組織経路間における電気イ
ンパルスの漏電のリスクを実質的になくすことができる。特定の処置の要求に応
じて、上述した工程を心房内の他の位置についても必要なだけ繰返すことができ
る。
化させて組込んでいる。本実施形態では、アンテナガイド102は、先端チップ
106にて終端する分離した先端部分104を有する、細長い可撓部材から構成
されている。先端チップ106には放射線不透過性の材料が組込まれていて、上
述の如く、カテーテルの位置決めを助ける。ガイド102の他端部分は基端方向
へハンドルシャシー(図示せず)に延びていて、上述した実施形態と同様なやり
方で、位置決めコントロールスライド(図示せず)に固定されている。同様に、
アンテナガイド102は、展開させるのに先立って、RFアンテナ110と共に
カテーテル100の内腔内へ引き込むことができる。
アンテナガイド102をカテーテルの内腔108から展開させて外へ出し、先端
チップ106が血管の表面の凹部内にしっかり固定されるようにする。アンテナ
ガイド102の可撓性のために、ガイドは血管の輪郭に適合するように曲がって
、ガイド102と血管との間には線接触が確立される。この結果、ガイド102
と血管との間のあらゆる相対移動を最小限にすることができる。その後で、RF
アンテナ110をアンテナガイド102で運びつつ、カテーテルの内腔108か
ら伸ばして外へ出し、アンテナガイド102と血管との間の線接触に対して実質
的に平行に整列された経路に沿った切断をする。
の高周波アンテナを組込むことができる。図14はそのような他の実施形態を示
している。図14に示すように、上述したヘリカルコイルの形状の代りに、カテ
ーテル装置にはモノポールビーズ122から構成されたアンテナ120が備えら
れている。モノポールビーズは、アンテナ120の先端部分のスリーブ60の円
周のまわりに配置されている。スリーブ60は、上述したガイド部材ないしモノ
レール36又はアンテナガイド102のような、ガイド部材を収容するための内
腔58を有している。
的に絶縁している。内側導体64と外側導体66とに上述の如くエネルギーを加
えると、モノポールビーズ122と外側導体66との間において、アンテナの外
側に電磁場が発生して、組織の切断に適用することができる。従って、モノポー
ルビーズ122と外側導体66との間には全く物理的接触は存在しないものの、
両者は電気的に結合されていて電磁場を発生させるものと考えることができる。
る一方で、反射及び電圧定在波比(“VSWR”)を最小にするように設計して
、当業者に公知のように、インピーダンスマッチング作用を果して、RFエネル
ギーを供給する伝送ラインとRFエネルギーが放射される媒体との間のなめらか
なインピーダンス遷移をもたらすようにする。好ましくは、モノポールビーズ1
22の形状と寸法とは、アンテナ装置のRF反射係数を最小にし、もってVSW
Rを約1:1にまで最小化するように設計する。例としては、モノポールビーズ
122の直径は、先端へ向って漸増し、スリーブ60の先端開口において直径を
減少させて終端して、図14に示すような略涙形状を形成する。
るように適合している。エネルギーを加えられたときには、外側導体からモノポ
ールビーズの先端へ延びる電磁場が発生し、これはモノポールビーズの表面に対
して垂直かつ全方向性になる。発信された電磁場の電力は、RFアンテナの長手
軸線に対して実質的に垂直であり、それ故、アンテナを中心とした円形でアンテ
ナの範囲の均一なエネルギー場を生じさせる。
コイルやモノポールビーズの代りに、マイクロストリップ可撓回路のデザインを
組込むことができる。図15及び図16に示すように、マイクロストリップ可撓
回路アンテナ132は、アンテナの先端部分に配置され対をなして間隔を隔てた
導電性のマイクロストリップ134及び136を備えており、内側導体64を被
膜するのに用いられる、又は、スリーブ60の延長部分である、絶縁被膜材料6
8の一部をなす絶縁裏材料69上に配置されている。マイクロストリップ134
と136とはそれぞれ内側導体64と外側導体66とに電気的に接続されていて
、エネルギーを加えたときにマイクロストリップの間に電磁場が発生し、それを
組織の切断に用いることができる。
体64と外側導体66と切断すべき体組織とからの、なめらかなインピーダンス
遷移を当業者が達成できるように決定される。従って、当業者に公知であるよう
に、マイクロストリップ可撓回路アンテナは反射VSWRが最小になるように設
計するのが好ましい。マイクロストリップ導体は、上述したやり方での組織の切
断において必要とされるだけ、十分に小さくて曲げ及び偏向に適応できる。
的適合性の導電性材料であるが、そうした材料の例としては、白金、金、又は銀
、またはこれらのあらゆる組合わせであって生物学的適合性を有するものがある
。これに代えて、他の導電性材料に生物学的適合性の材料を被膜したものを採用
して、モノポールビーズやマイクロストリップ導体を形成することもできる。
端部分の1又は複数の電極142と接続させて1又は複数のECGワイヤ140
を設置しても良く、組織の切断の前後において、最適な組織近位と導電測定値と
を得る手段を提供する。
のアンテナの偏向ないし操縦ワイヤを備えるようにして、より明白なアンテナの
形状ないし曲線をなし遂げるようにすることができる。図18及び図19は例示
的な実施形態を示していて、偏向ワイヤ144がアンテナ138の先端部分14
6に固定され、中空の同軸的なケーブルの内腔内を基端方向へと延びていて、ハ
ンドルの偏向コントロール機構(図示せず)に取付けられてコントロールされる
。偏向ワイヤ144をアンテナの端部部分146に取付けることで、図19に示
すように、この箇所でのアンテナの増大した偏向を可能にする。実用に際しては
、そのような偏向手段を備えたアンテナ138は、上述したようなガイド部材や
モノレール36の助けによって、体の内腔内で展開することができる。ここで必
要なのは、ガイド部材36を回収できるようにしておくことで、その後で、偏向
ワイヤ144を動かして、高周波アンテナの増大した偏向をもたらす。この結果
、心房や他の血管における別な方法ではアクセスできない領域へとアクセスでき
るように適合すべく、アンテナを形づくることができる。
おいては繰返してのピンポイントの精密な位置決めが必要とされていたのを除去
しないにせよ、有効に低減する。本発明では、組織の切断経路を定めるアンテナ
ガイドの軌跡に沿って、高周波アンテナを都合良く配置する。同時に本発明は連
続した切断経路を確保し、従来技術の切断箇所の間における電気インパルスの漏
電のリスクを実質的に減少させる。従って、本発明は、曲線状の損傷をなし遂げ
て実質的にメイズ処置の目的を果たし、しかも開心術の必要もない。
び範囲を逸脱することなしに、様々な改変や改良を行なうことが可能である。
ジュールとコンピュータ制御装置とデータ記録装置とを共に示している。
ンテナガイドと高周波アンテナとの断面図であり、図3Bは、高周波カテーテル
切断装置の先端部分における引込んだ位置でのアンテナガイドと高周波アンテナ
との断面図である。
は、他の実施形態による高周波カテーテル切断装置の先端部分の部分断面図であ
る。
。
るマイクロストリップを示す平面図である。
分断面図である。
す横断面図である。
波アンテナのデザインを組込んだものである。
ップ可撓回路高周波アンテナのデザインを組込んだものである。
断面図である。
の先端部分を示す部分破断図である。
分を示す部分断面図である。
部分を示す他の部分断面図である。
Claims (30)
- 【請求項1】 高周波エネルギーを伝えるのに適合できる電気的な中空のケ
ーブルであって、軸方向の内腔を有する第1の内側の細長い管状の導電性部材と
、第1の細長い管状の部材に被るように実質的に同軸的な関係でケーブルの全長
にわたって配置された、第2の細長い管状の導電性部材とを備えていることを特
徴とする電気的な中空のケーブル。 - 【請求項2】 細長い管状の導電性部材の間に配置された絶縁材料をさらに
備えていることを特徴とする請求項1に記載の電気的な中空のケーブル。 - 【請求項3】 導電性部材の少なくとも一方は、導電性のワイヤーメッシュ
から形成されていることを特徴とする請求項1に記載の電気的な中空のケーブル
。 - 【請求項4】 導電性部材の少なくとも一方は、導電性の編組材料から形成
されていることを特徴とする請求項1に記載の電気的な中空のケーブル。 - 【請求項5】 導電性部材の少なくとも一方は、導電性の薄膜材料から形成
されていることを特徴とする請求項1に記載の電気的な中空のケーブル。 - 【請求項6】 患者の血管内において生物学的組織を切断するための高周波
ベースのカテーテル装置であって、 a) 患者の血管内に挿入できるように適合されたカテーテルを備え、カテーテ
ルは、基端部分と、先端開口を備えた先端部分と、基端部分から先端部分へ延在
している内腔とを有し、 b) カテーテルの内腔内に配置されていて、カテーテルの先端開口を越えて展
開可能であって、血管の内側輪郭に実質的に適合できるループを形成する、細長
いアンテナガイドを備え、 c) カテーテルの先端部分に配置されていて、アンテナガイドを収容して摺動
自在に通すような通路を有する高周波アンテナを備え、高周波アンテナは生物学
的切断経路に沿って生物学的組織を切断するために高周波エネルギーを受信し放
射するように適合されていることを特徴とするカテーテル装置。 - 【請求項7】 高周波アンテナに電気的に結合されていて、カテーテルの内
腔内において基端方向に向けてカテーテルの基端部分へ延在する、電気導体をさ
らに備えていることを特徴とする請求項6に記載のカテーテル装置。 - 【請求項8】 電気導体は、高周波エネルギーを伝えるように適合されてい
ることを特徴とする請求項7に記載のカテーテル装置。 - 【請求項9】 高周波アンテナは、軸方向の通路を形成する管状のスリーブ
をさらに備えていることを特徴とする請求項6に記載のカテーテル装置。 - 【請求項10】 電気導体の少なくともひとつは、細長い管状の材料から形
成されていることを特徴とする請求項7に記載のカテーテル装置。 - 【請求項11】 電気導体のそれぞれは細長い管状の材料から形成されてい
て、実質的に互いに同軸的に整列された関係に配置されて、中空のケーブルを形
成していることを特徴とする請求項7に記載のカテーテル装置。 - 【請求項12】 電気導体の少なくともひとつは、導電性のワイヤーメッシ
ュ材料から形成されていることを特徴とする請求項7に記載のカテーテル装置。 - 【請求項13】 電気導体の少なくともひとつは、導電性の編組材料から形
成されていることを特徴とする請求項7に記載のカテーテル装置。 - 【請求項14】 電気導体の少なくともひとつは、導電性の薄膜材料から形
成されていることを特徴とする請求項7に記載のカテーテル装置。 - 【請求項15】 アンテナガイドは、カテーテルの内腔内を基端方向へ延在
する、伸ばされる部分を有していることを特徴とする請求項6に記載のカテーテ
ル装置。 - 【請求項16】 アンテナガイドは管材料で作られていることを特徴とする
請求項6に記載のカテーテル装置。 - 【請求項17】 アンテナガイド内に取付けられた少なくともひとつの心内
心電図電極をさらに備えていることを特徴とする請求項6に記載のカテーテル装
置。 - 【請求項18】 アンテナガイドは、複数の細長い部材を接合して単一のモ
ノレールを形成するようにして作られていることを特徴とする請求項6に記載の
カテーテル装置。 - 【請求項19】 アンテナガイドは、放射線不透過性の材料で形成された、
少なくともひとつの先端チップをさらに備えていることを特徴とする請求項6に
記載のカテーテル装置。 - 【請求項20】 患者の血管内において生物学的組織を切断するための高周
波ベースのカテーテル装置であって、 a) 患者の血管内に挿入できるように適合されたカテーテルを備え、カテーテ
ルは、基端部分と、先端開口を備えた先端部分と、基端部分から先端部分へ延在
している内腔とを有し、 b) カテーテルの内腔内に摺動自在に配置されている細長いアンテナガイドを
備え、その第1の端部部分はカテーテルの先端部分に固定されていると共に、第
2の端部部分はカテーテル内腔内を基端方向へ延在しており、アンテナガイドは
、カテーテルの先端開口を越えて展開可能であって、血管の内側輪郭に適合でき
る部分を有するループを形成し、 c) カテーテルの先端部分に配置されている高周波アンテナを備え、アンテナ
は、アンテナガイドを収容して通すような軸方向の通路を有し、高周波アンテナ
は生物学的切断経路に沿って生物学的組織を切断するために高周波エネルギーを
受信し発生するように適合されていることを特徴とするカテーテル装置。 - 【請求項21】 患者の血管内において生物学的組織を切断するための高周
波ベースのカテーテル装置であって、 a) 患者の血管内に挿入できるように適合されたカテーテルを備え、カテーテ
ルは、基端部分と、先端開口を備えた先端部分と、基端部分から先端部分へ延在
している内腔とを有し、 b) カテーテルの内腔内に摺動自在に配置されていて、カテーテルの先端開口
を越えて展開可能であって、血管と線接触を形成して血管の輪郭に実質的に適合
して、生物学的切断経路を定める細長い可撓性のアンテナガイドを備え、 c) カテーテルの先端部分に配置されている高周波アンテナを備え、アンテナ
は、アンテナガイドを収容して通すような軸方向の通路を有し、高周波アンテナ
は切断経路に沿って生物学的組織を切断するために高周波エネルギーを受信し発
信するように適合されていることを特徴とするカテーテル装置。 - 【請求項22】 アンテナガイドは、放射線不透過性の材料で形成された、
少なくともひとつの先端チップをさらに備えていることを特徴とする請求項21
に記載のカテーテル装置。 - 【請求項23】 アンテナガイドは管状の材料で作られていることを特徴と
する請求項21に記載のカテーテル装置。 - 【請求項24】 高周波アンテナは、アンテナガイドを収容して摺動自在に
通すような通路を形成している、ヘリカルコイルから構成されていることを特徴
とする請求項20に記載のカテーテル装置。 - 【請求項25】 高周波アンテナは、アンテナガイドを収容して摺動自在に
通すような通路を形成している、ヘリカルコイルから構成されていることを特徴
とする請求項21に記載のカテーテル装置。 - 【請求項26】 アンテナは、アンテナガイドを収容して摺動自在に通すよ
うな通路を有している、マイクロストリップ可撓回路から構成されていることを
特徴とする請求項20に記載のカテーテル装置。 - 【請求項27】 アンテナは、アンテナガイドを収容して摺動自在に通すよ
うな通路を有している、マイクロストリップ可撓回路から構成されていることを
特徴とする請求項21に記載のカテーテル装置。 - 【請求項28】 アンテナは、管状のスリーブに外接しているモノポールか
ら構成されていることを特徴とする請求項20に記載のカテーテル装置。 - 【請求項29】 アンテナは、管状のスリーブに外接しているモノポールか
ら構成されていることを特徴とする請求項21に記載のカテーテル装置。 - 【請求項30】 端部部分をアンテナに固定されていて、アンテナの基端方
向へ延在する、すくなくとも1本の細長い偏向ワイヤをさらに備え、偏向ワイヤ
はアンテナの端部部分の偏向を達成するように適合されていることを特徴とする
請求項6に記載のカテーテル装置。
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