JP3033848B2 - 電気外科的心筋層血管再生のためのシステム及び方法 - Google Patents

電気外科的心筋層血管再生のためのシステム及び方法

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アースロケア コーポレイション
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 1.発明の分野 本発明は、一般的には電気外科に関し、より詳細に
は、患者の心臓への血流を増加させるために心臓組織を
切断及び切除するために、高周波数エネルギを採用する
心筋層血管再生用の電気外科装置に関する。
冠状動脈疾患、すなわち、冠状動脈の内壁のアテロー
ム性動脈硬化班の形成はこれらの動脈の狭窄又は完全な
閉塞を引き起し、心臓への血流が不十分となる。多数の
冠状動脈疾患を治療するための方法が開発されてきた。
それ程深刻ではない場合には、病気の根本の原因を減ら
すために、薬や生活様式の改善で症状を治療することで
十分なことが多い。より深刻な場合には、風船式血管形
成、レーザ式再路通、ステントの配置、及び同種のもの
のような血管内テクニックを使用して冠状動脈閉鎖を治
療することができることが多い。
薬治療及び血管内方法が失敗したあるいは失敗しそう
な場合には、切開又は胸腔鏡外科的方法を用いることに
より冠状動脈バイパス移植術を行うことが必要とされる
ことが多い。例えば、多くの患者が、過拡散狭窄病変の
存在、完全閉塞の存在、過度に蛇行している血管におけ
る狭窄病変の存在のような条件のため、バイパス手術を
依然として必要としている。しかしながら、不幸にも病
状が悪すぎてバイパス手術を受けることができない患者
もいる。他の患者に関しても、従来の血管内手法及び又
はバイパス手術の試みが心筋の適切な血管再生をするこ
とに失敗したことがある。
本発明は、詳細には、レーザ式心筋層血管再生（LM
R）として知られる、上述の手法の対する代替手法に関
する。LMRは、心筋循環が冠状動脈を通して並びに動脈
管腔チャネル及び心臓壁の心筋洞様毛細血管を通して行
われる、という認識で開発された最近の手法である。LM
R手法においては、人工チャネルがレーザエネルギで心
筋層に形成され、これらの人工チャネルから動脈管腔チ
ャネル及び心筋洞様毛細血管を通して自身を潅流する心
臓の能力を利用することによって、虚血心筋に血流を提
供する。一つのかかる手法においては、組織を気化させ
て心臓壁に心外膜から心内膜を貫通するチャネルを作る
ために、CO2レーザが利用され、心室空腔内の血液と既
存の心筋脈管構造の血液との間の直接のやり取りを促
す。レーザエネルギが、典型的には関節接合アーム装置
によって、レーザから心外膜へ伝導される。最近、LMR
の経皮的方法が開発され、この方法においては、柔軟な
長寸のレーザ装置がカテーテルに取り付けられており、
患者の心臓まで管腔内を案内される。心内膜から心筋層
まで所望の距離だけチャネルを形成するために、心臓の
内壁がレーザエネルギで照射される。
最新のLMRにおける技術は将来有望である一方で、さ
らにレーザ技術固有の幾つかの欠点を抱えている。一つ
のかかる欠点は、心臓組織にチャネルを形成するために
レーザエネルギが十分に集中されなくてはならないこと
であり、このことがLMRによって形成されるチャネルの
直径を小さくしている。加えて、一般的には、自由ビー
ムレーザは心臓鼓動の静止期又は無活動期の間に各人工
管腔又は血管再生用チャネルを完全に形成したくてはな
らない。さもなければ、心臓は鼓動しておりレーザビー
ムに対して動くので、レーザビームは心臓の周囲部分を
損傷してしまう。結果として、外科医は典型的には約0.
08秒以下でチャネルを形成しなくてはならず、このため
には比較的大量のエネルギを必要とする。このことは所
定の量のレーザエネルギで形成され得るチャネルの大き
さをさらに小さくする。出願人は、これらの人工チャネ
ルの直径又は最小横寸法は広がった状態を維持するチャ
ネルの能力に影響を及ぼすであろうことを見出した。し
たがって、既存のLMR手法によって形成された比較的小
径のチャネル（典型的には約1mm又はそれ以下程度であ
る）は、短時間の期間で閉塞し始めるかもしれず、この
閉塞は心臓組織への血流を少なくする。
現在のLMRに関する他の欠点は、レーザによって形成
されるチャネルの位置及び深さを正確に制御することが
困難であることである。例えば、血管再生用チャネルが
形成される速度は、多くの場合、所定のチャネルがいつ
心臓壁の反対側を貫通したかを決定するのを困難にす
る。加えて、レーザビームが延びる心臓までの距離は制
御するのが困難であり、このことが心室空腔内の血液又
は心臓組織の加熱又は気化を伴うレーザ照射につながる
ことがある。例えば、心膜方法（すなわち、心臓の外側
面から内側面まで）においてLMR技術を使用するときに
は、レーザビームは心臓の壁全体を貫通するだけでなく
心臓空腔内の血液を照射するかもしれない。結果とし
て、一つ又はそれ以上の血栓症又は血餅が形成されるか
もしれず、これが循環系のどこか他の場所における血管
の封鎖につながることがある。あるいはまた、心内膜方
法（すなわち、心臓の内側面から外側面に向って）にお
いてLMR技術を使用するときには、レーザビームは心臓
の壁全体を貫通するだけでなく心臓の外側境界の周囲の
組織を照射して損傷するかもしれない。
2.背景技術の説明 電気外科技術及び電気メス技術においての用途向けの
無線周波数電極を備える装置が、ランド（Rand）らの
「ジェイ・アースロ・サージ（J.Arthro.Surg.）」１巻
の242〜246ページ（1985）、米国特許第5281216号、同
第4943290号、同第4936301号、同第4593691号、同第422
8800号、同第4202337号に記載されている。米国特許第4
943290号及び同第4036301号は、エネルギを加えられて
いる間周囲の導電性洗浄液から電極を電気的に隔離する
ために、単極式電気外科電極のチップに非導電性液体を
射出する方法を記載している。米国特許第5195959号及
び同第4674499号は、それぞれ、手術部位を洗浄するた
めに導管を含んでいる、単極式及び双極式の電気外科装
置を記載している。
米国特許第5380316号、同第4658817号、同第5389096
号、PCT出願第WO94/14383号、欧州特許出願第0515867
号、ミルホセイニ（Mirhoseini）らのジャーナル・オブ
・クリニカル・レーザ・メディシン・アンド・サージュ
リ（Journal of Clinical Laser Medicine & Surgery）
第11巻No,1の15〜19ページ（1993）の論文「経心筋層レ
ーザ式血管再生（TransmyocardioLaserRevascularizati
on）」、ミルホセイニ（Mirhoseini）らの胸郭外科医の
胸郭学会年鑑（The Annuals of Thoracic Surgery Soci
ety of Thoracic Surgeons）第45巻No.4の415〜420ペー
ジ（1988）の論文「心筋層血管再生の新概念（New Conc
epts in Revascularization of the Myocardium）」、
セン（Sen）らの胸郭手術及び心臓血管手術ジャーナル
（Journal of Thoracic and Cardiovascular Surgery）
の第50巻No.2の181〜189ページ（1965）の「横心筋刺鍼
術（Transmyocardial Acupuncture）」、ウィッテイカ
ー（Whittaker）らの循環（Circulation）の第93巻No.1
の143〜152ページ（1996）の「経壁チャネルは虚血組織
を保護する（Transmural Channels Can Protect Ischem
ic Tissue）」、ハーディー（Hardy）らのBasic Res.Ca
rdiolの第85巻の179〜196ページ（1990）の「CO2レーザ
で引き起こされた心筋内血管再生を施された犬の心臓に
おける局所的心筋血流及び心臓力学（Regional myocard
ial blood flow and cardiac mechanics in dog hearts
with CO2 laser−induced intramyocardial revascula
rization）」、ワルター（Walter）らのEurop.Surg.Re
s.の130〜138ページ（1971）の「心室空腔からの経壁血
液供給による急性心筋梗塞の治療（Treatment of Acute
Myocardial Infarction by TransmuralBloodSupply Fr
om the Ventricular Cavity）」、ミルホセイニ（Mirho
seini）及びクライトン（Clayton）のマイクロサージェ
リージャーナル（Journal of Microsurgery）の第２巻2
53〜260ページ（1981）の「レーザによる心臓の血管再
生（Revascularization of the Heartby Laser）」、ミ
ルホセイニ（Mirhoseini）らの手術及び医療におけるレ
ーザの第２巻187〜198ページ（1982）の「レーザによる
経心室血管再生（TransventricularRevascularization
by Laser）」は、経皮心筋層血管再生のための方法及び
装置を記載している。これらの方法及び装置は、心筋層
に横方向チャネルを形成して心室空腔から心筋層への血
流を増加させるために、心臓組織幾にレーザエネルギを
向けることを含んでいる。
発明の開示 本発明は患者の体の内部又は表面の構造に選択的にエ
ネルギを加えるための心筋層血管再生用の電気外科装置
を提供する。本発明は、手術チームが、壊死の深さを制
限し且つ治療部位に隣接する組織への損傷を制限しなが
ら、人体構造の切除及び切断のような電気外科的介入を
行うことを可能にする。本発明の心筋層血管再生用の電
気外科装置は、詳細には、経心筋層血管再生手法のよう
な組織を通るチャネル又は穴を路通する又は掘ることに
有効である。
本発明の電気外科装置の使用においては、活性電極面
が患者の心臓壁の目標部位の極めて近傍に配置され、高
周波数電圧が、心臓壁の組織を切除するために、活性電
圧面とリターン電極との間に印加される。高周波数電圧
は心臓組織を切除、すなわち、体積除去し、心臓組織に
チャネルを掘るために電極面が除去された組織によって
空けられた場所へ軸線方向に移動される。活性電極面が
胸腔へ導入され、外側の心臓壁又は心外膜に隣接して配
置されて、心室空腔に向かう内向きチャネルを形成して
もよく、あるいは、活性電極が心臓の心室空腔へ送られ
て、内側心臓壁又は心内膜に隣接して配置され、心外膜
に向かって外側に延びるチャネルを形成してもよい。ど
ちらの場合においても、心臓壁に形成されたチャネル
は、心室空腔内部の血液と既存の心筋層脈管構造の血液
との間の直接的なやり取りを促して心臓組織への血流を
増加させる。
レーザを必要とする以前の方法を特に上回る、本発明
の利点の一つは、外科医が心臓組織に形成された血管再
生用チャネルの位置、深さ、及び直径をより正確に制御
できることである。例えば、高周波数電圧が心臓組織を
切除するに伴って、活性電極面が心臓壁と接触した状態
（又は、少なくとも実質的に心臓壁の近く、例えば、普
通は心臓壁から約0.1〜2.0mm程度、好適には約0.1〜1.0
mm程度のところにある状態）を保つ。このことが触感を
保ち、外科医が周囲組織への損傷を最小にする且つ（又
は）胸腔への出血を最小にするために所定のチャネルの
切除をいつ終わらせるべきかをより正確に判断すること
ができるようにする。加えて、心臓壁で活性電極を軸線
方向に移動することにより、外科医が従来のLMRより遅
いペースでチャネルを形成することができるようになる
が、これはチャネルが心臓の静止期又は拡張期の間に完
全に形成される必要がないからである。活性電極配列は
一般的に約0.1〜3.0mmしか（好適には0.1〜2.0mmしか）
組織切除用エネルギを電極配列の前部に送らないので、
この比較的遅い切除ペースは外科医がチャネルの深さを
より正確に制御することを可能にする。
一つの実施例においては、先端部に一つ又はそれ以上
の電極を有する電気外科プローブが、心臓壁の外側の胸
腔に送られる。プローブが、中央開胸によって又は二つ
の隣接する肋骨の間の胸壁のカニューレ又はトロカール
スリーブのような肋間経皮穿通によって、直接送られて
もよい。次に、電極又は電極配列が路通される心臓領域
の心外膜の極めて近傍に配置され、高周波数電圧が電極
又は電極配列とリターン電極との間に印加され、心臓組
織に人工チャネルを形成す。リターン電極はプローブと
一体のものであってもよい。例として、リターン電極が
切除用（活性）電極又は電極配列の近くのプローブシャ
フトの周辺に配置されてもよい。別の実施例において
は、二つ又はそれ以上の反対の極性の電極が、心臓壁の
切除を行うために、電気外科プローブの先端部に配置さ
れてもよい。あるいはまた、リターン電極が、例えば、
同じ又は他の肋間トロカールスリーブを通して送られる
他の器具に配置されてもよい。心臓壁と接触を保って外
科医による手法の正確な制御を容易にするように、活性
電極が組織を切除するに伴って、プローブがトロカール
によって提供される人工チャネルを通って軸線方向に移
動される。
他の実施例においては、電極配列が患者の経皮穿通に
よって導入され、大動脈血管の一つを通って左心室空腔
まで軸線方向に移動される。この実施例においては、電
極又は電極配列は電気外科カテーテルの先端部分を形成
してもよく、従来の又は特別製のガイドカテーテルによ
って案内されてもよい。次に、電極配列が心内膜に隣接
して配置され、軸線方向に外側に移動され心筋層を通る
一つ又はそれ以上のチャネルを形成する。外科医は、カ
テーテルを心臓壁を通って軸線方向に移動してチャネル
が所望の深さに到達したときに活性配列への電気エネル
ギを終わらせることによって、チャネルの深さを制御し
てもよい。チャネルが心筋層を完全に貫通して心外膜の
外側表面まで形成されてもよく、あるいは、外科医は、
血液が胸腔へ流れることを防ぐために、心外膜の外側表
面を貫通する前に電気エネルギを終わらせてもよい。
心臓壁に形成されたチャネルの深さの制御が、一つ又
は幾つかの方法および装置の組み合わせを利用して行わ
れてもよい。例として、電気外科カテーテルのＸ線不透
過性マーカと組み合わせて心臓のＸ線透視の同時可視化
が、チャネルの深さを制御して心臓壁の外側面を貫通す
る前に切除を終わらせるために、外科医によって利用さ
れてもよい。あるいはまた、プローブ先端チップに隣接
する心臓壁の厚さを決定して、プローブにエネルギを与
え心臓組織を切除する前に、外科医が各チャネルの深さ
を予め調節することができるようにするために、超音波
法が電気外科カテーテル又はガイド管に組み込まれても
よい。さらに、超音波法が電気外科カテーテルに組み込
まれ、電極又は電極配列の心臓の外側面からの距離を連
続的に検出して、心臓の外側面から予め定められた距離
でカテーテルの前進を止めるために切除用電極に印加さ
れる電圧を遮断してもよい。さらに別の実施例において
は、電気外科カテーテルは小径の組織電気インピーダン
ス測定センサ（例えば、直径0.1〜0.5mm）を含んでお
り、このセンサは組織切除用電極又は電極配列の先（例
えば、１〜10mm）まで延びている。このインピーダンス
測定センサは、組織を貫通して異なる電気インピーダン
スの領域（すなわち、心臓の周囲の流体が満ちた空腔）
に進入すると、心臓の外側面を検出する。
本発明の電気外科装置の参考使用例においては、チャ
ネルが電気外科装置によって形成された後に、ステント
及びステント移植皮弁のような半径方向に膨張可能な管
腔の人工器官が一つ又はそれ以上の血管再生用チャネル
に移植される。チャネルが形成された直後に（すなわ
ち、電気外科プローブ又はカテーテルで）ステントが移
植さてもよく、あるいは、血管再生用チャネルが形成さ
れた後に別の送致カテーテルで前記人工器官が移植され
てもよい。ステントが狭い直径構成に圧縮され、送致カ
テーテルで心臓組織の目標部位まで管腔内を進められ
る。管内人工器官は、典型的には、基端部と先端部とそ
の間の軸線方向内腔を有する、半径方向に圧縮可能な弾
性管状フレームからなる。管状フレームは複数の開口又
はスロットを含んでおり、これによって、形状記憶合
金、膨張可能な風船、及び同種のもののような従来の方
法により、管状フレームがチャネル内で半径方向外側に
膨張させられることができるなっている。ステントは、
チャネルの内壁に対して半径方向力を作用させてチャネ
ルの開放を維持することによって、心室空腔から心筋層
への血流を増加させる。ステント移植皮弁の場合には、
多孔性ライナー、典型的には重合物布製シート、重合物
膜、又は同種のものが、管状フレームの管腔表面の全て
又はほとんどの内側を覆っていて管状フレームの開口に
よってチャネルの閉塞を防止する一方で、酸素を加えら
れた血液が多孔性ライナーを通過してチャネル周辺の心
臓組織へ行けるようにしている。
本発明による送致は、基端部と先端部と先端部又はそ
の近くの一つ又はそれ以上の活性を電極とを有するシャ
フトを有する電気外科器具からなる。リターン電極がシ
ャフトの先端部の近くに配置されており、活性電極を高
周波数電圧源に電気的に結合するためのコネクタがシャ
フトを通って延びている。シャフトの先端部分と活性電
極とは、心臓壁の組織を切除して心臓壁の少なくとも一
部に血管再生用チャネルを形成するために、トロカール
路通（例えば、心膜方法）又はガイドカテーテル（例え
ば、心内膜方法）による送致に合っている大きさにされ
ている。リターン電極がシャフトと一体で提供されても
よく、あるいは、シャフトと独立していてもよい。
シャフトはさらに、一つ又はそれ以上の活性電極とリ
ターン電極との間に導電性経路を提供するために、導電
性液体（例えば、等浸透圧食塩水）の供給手段を備えて
いてもよい。電気外科器具はさらに、電力源内の能動的
フィードバック制御を利用して心臓壁の外側面から予め
定められた距離で心臓壁の切除（及び路通の深さ）を中
断するために、心臓壁の厚さを測定する（路通の深さを
予め調節するために）又は電気外科器具の先端部から心
臓の外側面までの距離を検出するための超音波変換器を
含んでいてもよい。あるいはまた、電気外科器具は、電
力源の能動的フィードバック制御を利用して心臓壁の切
除（及び路通の深さ）を心臓壁の外側面から予め定めら
れた距離で中断するために、電気外科器具の先端部から
心臓の外側面までの距離を検出するための電気インピー
ダンス測定センサを含んでいてもよい（例えば、センサ
の先端部で測定された電気インピーダンスが予め選択さ
れた水準以上に増加したときに、印加電圧が遮断され
る） 例示的な実施例においては、電気外科器具は、二つの
肋骨の間に配置されたトロカールスリーブのような患者
の肋間穿通による送致に合わせて構成された少なくとも
先端部を有する電気外科プローブからなる。電気外科プ
ローブは、好適には、絶縁された複数の電極端子を有す
る電極配列を先端部に含む。リターン電極が、心臓組織
を貫通する穴を切除する又は穿通するべくその間に高周
波数電圧を印加するための電極配列から基部方向に凹ん
でいる。電気外科プローブは、心臓組織からリターン電
極までの電流リターン経路を完成させるために、導電性
流体を目標部位へ送るための流路を含んでいてもよい。
あるいはまた、この経路が、プローブの側面の心臓組
織、あるいは心臓壁に存在する血液及び他の流体によっ
て完成されてもよい。
他の実施例においては、電気外科器具は、心室空腔へ
の管内送致に合わせて構成された柔軟な操縦可能なシャ
フトを有するガイドカテーテルからなる。ガイドカテー
テルは内側通腔を備えており、心臓壁にチャネルを形成
するために、電気外科カテーテルがこの内側通孔を通し
て展開されることができる。ガイドカテーテルがまず必
要とされるチャネルの部分にある心臓の心内膜面に配置
される。次に、ガイドカテーテルの内側通孔内に配置さ
れた電気外科カテーテルが、上述の一つのチャネルの深
さ制御の方法又はその組み合わせに基づいて予め選択さ
れたチャネル深さまで進みながら、心内膜の表面に配置
され、エネルギを与えられる。プローブの実施例と同様
に、電気外科カテーテルは、好適には、先端部の絶縁さ
れた電極端子ので極配列と、この電極配列から基部方向
に凹んでいるリターン電極とを含んでいる。あるいはま
た、上述の電気外科カテーテルが、独立した操縦可能な
ガイドカテーテルの必要性を除去する操縦可能なカテー
テルボデーを利用して、心臓の所望の位置まで導かれ
る。
例示的な実施例においては、プローブ又はカテーテル
の先端部の電極配列が、電極端子の内の少なくとも二つ
からの電流が電極端子とリターン電極との間の電気イン
ピーダンスに基づいて独立的に制御されるように、構成
されている。電極配列の個々の電極端子が、電極配列の
他の電極のそれぞれから隔離されている電力源、又は、
低比抵抗率の材料（例えば、血液又は導電性食塩水洗浄
液）が共通電極と個々の電極端子との間の低インピーダ
ンス経路となるときに電極への電流を制限する又は遮断
する回路、に接続される。個々の電極用の隔離された電
力源は、低インピーダンスのリターン経路に遭遇したと
きに関連する電極端子への電力を制限する内部インピー
ダンス特性を有する独立した電力供給回路であってもよ
く、独立的に作動可能なスイッチを通して各電極に接続
されている一つの電力源であってもよく、あるいは、イ
ンダクタ、キャパシタ、レジスタ、及び（又は）共振回
路のようなその組み合わせたもののような独立的な電流
制限要素によって提供されてもよい。電流制限要素が、
プローブ、コネクタ、ケーブル、コントローラに、又は
コントローラから先端チップまでの伝導経路に沿って提
供されてもよい。低電気比抵抗率材料（例えば、血液）
に遭遇したときに電力配送を制限しながら目標組織（例
えば、心臓壁）の切除を行うための、電極への電力配送
の制御に加えて、（経皮的に使用されるときの）電気外
科カテーテルは、超音波センサ及び（又は）組織インピ
ーダンス測定センサを備えてもよく、これらのセンサは
予め選択されたチャネルの深さ又はそのままの（路通さ
れていない）壁の厚さに到達したときに電力配送を中断
するように働く。
本発明の他の様態においては、電気外科装置は、上述
のような電気外科プローブ又はカテーテルを、電気外科
発電機及び電気外科プローブ又はカテーテルによって形
成された血管再生用チャネルに半径方向に膨張可能な管
腔の人工器官を肺するための配送機構とともに含む。こ
の配送機構は、電気外科器具と一体でも、独立した配送
カテーテルの一部でもよい。独立した配送カテーテル
は、普通は、基端部と先端部を有する柔軟な長寸シャフ
ト構造を含む。シャフト構造は先端部の近くに人工器官
収容器を含んでおり、解剖学的管腔内でシャフト及び人
工器官を操作する間に、この収容器に又はその上に半径
方向に圧縮可能な管状人工器官が運ばれる。管腔人工器
官は、典型的には、複数の開口又はスロットを有する半
径方向に圧縮可能な弾性管状フレームからなり、この開
口又はスロットにより、半径方向外側に膨張して拡大さ
れた構成にすることが可能となる。ステントは、管腔の
開放を維持するため且つ（又は）管腔壁の強度を機械的
に増加させるために、内側チャネルに半径方向力を作用
させることによって、心室空腔から心筋層組織への血流
を維持する。
本発明のさらに別の様態においては、各人工チャネル
に関して「端点」を検出するための且つ（又は）人工チ
ャネルを形成するのに適した心臓壁の目標部位を決定す
るために、器具案内システムが備えられる。器具案内シ
ステムは、好適には、いつ電気外科器具が心臓壁の反対
端部（すなわち、心外膜の外側面又は心内膜の内側面）
の近くにあるかを外科医が決定することができるように
する。切除が心内膜で始まる経皮方法の場合には、検出
システムは、プローブが心臓壁を完全に貫通するチャネ
ルを形成しないように、プローブを軸線方向に移動する
のを止める指示を外科医に出し、こうして出血を制限し
且つ心臓の外側面又はその近くにある周囲の組織構造へ
の損傷を減らす。加えて、案内システムは、好適には、
心臓壁の比較的大きな血管の偶然の穿通を防止するため
に、外科医がチャネルを形成するのに適した心臓壁の目
標部を決定することを可能にする。案内システムは、目
標部位を決定するための光ファイバー視野システム又は
超音波案内システム、又は、プローブが血管及び（又
は）心臓壁の外側又は内側エッジの近くにあるときを検
出する電流制限回路を含んでもよい。
本発明の本質及び利点のさらなる理解は、明細書の残
りの部分及び図面を参照することによって明白となる。
図面の簡単な説明 図１は、本発明の原理に従って構成された、電気外科
プローブ導電性液体供給装置、及び電気外科電力供給装
置を含む電気外科装置の斜視図であり、 図2Aは図１の電気外科プローブの先端チップの拡大断
面図であり、 図2Bは図１の電気外科プローブの端面図であり、 図2Cは、電気外科プローブを図１の導電性液体供給装
置に電気的に結合するための配置を図示する、図2Aの電
気外科プローブの基端部の断面図であり、 図2D及び図2Eは、電極端子を製造し且つプローブのマ
トリックスを絶縁する一つの方法を図示する、図2Aの電
気外科プローブの先端部の断面図であり、 図３は、導電性液体を目標部位に送るための流体通孔
を備えていない他の電気外科プローブの先端チップの斜
視図であり、 図4Aは、電気配列を図示する、図３の電気外科プロー
ブの先端チップの拡大断面図であり、 図4Bは図３の電気外科プローブの先端チップの端面図
であり、 図５は先端部に電気外科プローブを持つシャフトを有
するカテーテルの斜視図であり、 図６〜図10Aは図１〜図４のプローブ又は図５のカテ
ーテル用の別の電極配置を図示しており、 図11は、心室空腔内にある経心筋層血管再生手法を行
うための電気外科カテーテルを図示する、人間の心臓の
断面図であり、 図12は、胸腔鏡血管再生手法における図３、図4A及び
図4Bの電気外科プローブを図示する、胸腔の断面図であ
り、 図13は、心筋層を貫通するチャネルを穿孔している、
図３、図4A及び図4Bの電気外科プローブの断面図であ
り、 図14は、心筋層を貫通するチャネルを穿孔している、
図１の電気外科プローブの断面図であり、 図15は、導電性液体を目標部位へ送るための外側通孔
及び経心筋層チャネルから流体の気体を吸引するための
内側通孔を有する、図14の電気外科プローブの他の実施
例を示しており、 図16は、心臓組織の目標部位に電気外科プローブを照
準するために光ファイバー視野装置と発光器を備える、
電気外科プローブの側面図であり、 図17は管腔の開放を維持すために経皮手法の間に血管
再生用チャネルに配置された管腔の人工器官を略図的に
図示しており、 図18は、心筋層にチャネルを穿孔している、案内カテ
ーテルに配設された超音波組織厚さ測定装置を有する、
図１の電気外科プローブの断面図であり、 図19は、心筋層にチャネルを穿孔している、電気外科
カテーテルに配設された超音波組織厚さ測定装置を有す
る、図１の電気外科プローブの断面図であり、 図20は、心筋層にチャネルを穿孔している、電極配列
の前方に距離Ｌ１のところで心臓の表面を越えることを
検出するために電気外科カテーテルに配設された電気イ
ンピーダンスセンサを有する、図１の電気外科プローブ
の断面図であり、 図21は、本発明の電気外科装置の一つによって形成さ
血管再生用人工チャネルをシールするための止血装置の
略断面図であり、 図22は、管腔の開放を維持するために胸腔鏡手法の間
に血管再生用チャネルに配置された管腔の人工器官を略
図的に図示しており、 図23は、本発明の電気外科装置の一つによって形成さ
れた湾曲している血管再生用チャネルを略図的に図示し
ている。
好適な実施例の説明 本発明は、患者の体の内部又は体上の目標位置に電気
エネルギを選択的に加えるための電気外科装置を提供す
る。詳細には、本発明は、心臓の心筋層を通る人工のチ
ャネル又は管腔を作ることによって心臓への血流を増加
させるための電気外科装置を提供する。しかしながら、
この電気外科装置が、切開手術、腹腔鏡手術、胸腔鏡手
術、及び他の内視鏡外科手法を含む他の手法、並びに、
体の他の組織を含む手法に等しく優れて適用され得るこ
とは了承されよう。
電気外科装置は、基端部と活性電極を支持する先端部
とを有するシャフトを含む。シャフトは、一つ又はそれ
以上の活性電極を機械的に支持すること及び治療する医
師がシャフトの基端部から電極を操縦できるようにする
ことを主たる目的として、幅広い種類の構成をとっても
よい。普通、上記シャフトの一例である電気プローブシ
ャフトは、狭い直径のロッド又は管であり、より普通に
は胸腔のような体の空腔に組み合わせられるトロカール
やカニューレを通して、関節鏡手法、胸腔鏡手法、及び
他の内視鏡手法のように最小限の介入の手法で、導入す
ることができるような寸法を有する。従って、プローブ
シャフトは、典型的には、切開手法では少なくとも5cm
の長さを有し、内視鏡手法では少なくとも10cm、より典
型的には20cm、又はそれ以上の長さである。プローブシ
ャフトは、典型的には、少なくとも1mmの直径、頻繁に
は１〜10mmの範囲の直径を有する。
電気外科プローブが、従来の又は特別製の案内カテー
テルを通す挿入によって心臓の心室空腔まで経皮的に
（管内を）送られてもよく、あるいは、本発明は先端部
と一体の活性電極配列を有するカテーテルシャフトを含
んでもよい。カテーテルシャフトは固くても柔軟でもよ
く、柔軟なシャフトは選択的に機械的支持のために一般
には固い外側管と組み合わせられる。柔軟なシャフトは
引張りワイヤ、形状記憶アクチュエータ、及びシャフト
の先端部の選択的偏向を行って電極又は電極配列の配置
を容易にするための他の概知の機構と組み合わせられて
もよい。シャフトは、通常、活性電極又は電極配列とリ
ターン電極のシャフトの基端部にあるコネクタへの接続
を可能にするために、シャフトを通って軸線方向に走る
複数のワイヤ又は他の伝導要素を含むことになる。特定
のシャフトの設計が、以後に図面に関して詳細に説明さ
れる。
本発明は、一つの電極を使用してもよく、電気外科器
具の先端接触面に分布している電極配列を使用してもよ
い。両方の構成において、電極又は電極配列の周囲を囲
む面積は一般的に心臓の血管再生用チャネルの所望の直
径に依存する。例えば、出願人は、より小さい直径のチ
ャネルはより大きい直径のチャネルよりも短い時間の間
開放を保つ傾向があることを見出した。従って、内腔の
開放を改善するためには、比較的大きい直径のチャネル
（約1.5〜3.0mm程度）が所望されるであろう。人工チャ
ネルの直径を選択できることは既存のLMR手法を上回る
本発明の利点の一つであり、既存のLMR手法は、典型的
は、心臓の停止期又は静止期の間（すなわち、約0.08
秒）に組織を切除するのに十分なエネルギを発生するの
に必要とされる光の集中によって制限を受ける。通常
は、電極配列の面積は0.25mm２〜20mm２の範囲であり、
好適には0.5mm２〜10mm２の範囲であり、より好適には
約0.5mm２〜5.0mm２の範囲である。加えて、電極配列の
形状と器具シャフトの先端部はさらにチャネルの所望さ
れる表面積に依存する。例えば、チャネルから周囲の心
筋層組織への血流を増加させるためには、表面積に対す
る電極配列の周囲の割合が最大にされるのであろう。電
極又は複数の電極は、電極の先端周囲に付加的なエッジ
を提供するために、丸い中実ワイヤの形態や、正方形、
長方形、六角形、三角形、星型、又は他の同種のものの
ような中実断面形状をとってもよい。あるいはまた、電
極又は複数の電極が、円形、正方形、六角形、長方形、
又は同種のものような断面形状を有する中空金属管の形
態であってもよい。個々の電極又は複数の電極の周囲直
径又は有効直径は約0.05〜3mmの範囲であり、好適には
約0.1〜2mmの範囲である。
電極配列は、普通は少なくとも二つの隔離された電極
端子を、より普通には少なくとも四つの電極端子を、好
適には六つの電極端子を、多くの場合は50又はそれ以上
の電極端子を含んでおり、この電極端子がシャフトの先
端接触面に配置されている。接触面の電極配列を目標組
織の極めて近傍に近づけることと、患者の体と直接又は
間接的に接触している付加的な共通電極又はリターン電
極と配列との間に高周波数電圧を印加することによっ
て、周囲の組織に対する壊死の深さを望ましくは最小に
しながらの目標組織の複数の部分の選択的除去を可能に
することで、目標組織が選択的に切除又は切断される。
上述のように、本発明は、プローブやカテーテルや同
種のもののような電気外科器具の先端接触面に配置され
た、一本の活性電極を利用してもよく、あるいは電極配
列を利用してもよい。血液やノーマルセーラインや同種
のもののような周囲の導電性液体への電力消散となる周
囲の組織及び環境への電気エネルギの望まない適用を制
限しながら目標組織へ選択的に電気エネルギを加えるた
めに、電極配列は、普通は、複数の独立した電流制限さ
れる電極端子及び（又は）電力制限される電極端子を含
む。電極端子が、電極端子を互いから隔離すること及び
各電極端子を他の電極端子から隔離されれいる独立した
電力源に接続することによって、独立的に電流制御され
てもよい。あるいはまた、電力源に結合している一本の
電線を形成するために、電極端子がプローブの基端部又
は先端部のどちらかで互いに接続されてもよい。
例示的な実施例においては、電極配列の個々の電極端
子が前記器具内の配列の他の全ての電極端子から電気的
に絶縁され、電極配列の他の各電極から隔離された電力
源、又は、低比抵抗率材料（例えば、血液又は導電性食
塩水洗浄液）が共通電極と個々の電極端子の間に低イン
ピーダンス経路を生じさせるときに電極への電流を制限
する又は遮断する回路に接続される。個々の電極に関す
る隔離された電力源は、低インピーダンスリターン経路
に遭遇したときに組み合わせられている電極端子への電
力を制限する内部インピーダンス特性を有する独立した
電力供給回路であってもよく、独立的に作動可能なスイ
ッチを通して各電極に接続されている一つの電力源であ
ってもよく、あるいは、インダクタ、キャパシタ、レジ
スタ、及び（又は）その組み合わせたもののような独立
的な電流制限要素によって提供されてもよい。この電流
制限要素が、プローブ、カネクタ、ケーブル、コントロ
ーラに備えられてもよく、あるいはコントローラから先
端チップまでの伝導経路に沿って備えられてもよい。隔
離された電極端子の配列への電流を選択的に制限するた
めのシステム及び方法のより完全な記載は、共通して譲
受けされている、1985年11月22日に出願された同時係属
出願第08/561958号（代理人用書類第16238−000700号）
で分かり、その全開示内容は既に本願と一体のものとし
て参照されている。
好適な様態においては、本発明は目標心臓組織と周囲
の導電性液体（例えば、等浸透圧食塩水洗浄液、血液、
又は同種のもの）との間の電気比抵抗率の違いを利用す
る。例としては、任意の選択された水準の印加電圧に関
して、もし共通電極と電極配列内の個々の電極端子の一
つとの間の電気伝導経路が血液（比較的低い電気インピ
ーダンスを有する）であるなら、個々の電極に接続され
た電流制御手段は介在する導電性液体の加熱が最小とな
るように電流を制限する。他方では、もし共通電極と電
極配列内の個々の電極端子の一つとの間の電気伝導経路
の一部又は全部が心筋層組織（比較的高い電気インピー
ダンスを有する）であるなら、個々の電極に接続されて
いる電流制御回路又はスイッチは、電気エネルギの蓄積
及び電極面の直ぐ近傍にある目標組織の関連する切除又
は電気破壊に十分な電流を流させる。
本発明が電気的に隔離された電極単位又は複数の電極
端子だけに限定されないことは明らかに了承されよう。
例えば、活性電極端子の配列が、プローブシャフトを通
って高周波数電流の電力源へ延びる一本の導線に接続さ
れてもよい。あるいはまた、プローブが直接プローブシ
ャフトを通って延びる一つの活性電極を備えてもよく、
あるいは、電力源まで延びる一本の導線に接続されてい
る一つの活性電極を備えてもよい。
一つの電極の場合には、本発明はさらに、周囲組織へ
の電気エネルギの望まない適用を制限しながら目標組織
へ選択的に電気エネルギを加えるために、電流制限手段
を使用してもよい。この実施例においては、活性電極
が、電流制限要素、又は、低比抵抗率材料（例えば、血
液又は導電性食塩水洗浄液）が共通電極と活性電極との
間により低いインピーダンスの経路を生じさせるときに
活性電極への電流を制限する又は遮断する回路、に接続
されてもよい。電流制限要素又は回路が、例えば電極面
のあるパーセンテージが低比抵抗率材料に接していると
きに、活性電極への電流を完全に遮断する又は調整する
ように構成されてもよい。一つの実施例においては、例
えば電極面の大部分が流体に接触しているときに、した
がって目標組織とは接していないときに、電流が調整さ
れてもよく、あるいは、完全に遮断されてもよい。この
ようにして、周囲流体及び隣接する非目標組織構造への
電流を最小にしながら、電流を目標組織へ選択的に加え
ることができる。
上述の方法に加えて、出願人は、壊死の深さを最小に
しながら組織を切除するための他の機構を発見した。こ
の機構は、目標組織部位の近傍に高電界強度を作るため
に、活性電極面とリターン電極との間に高周波数電圧を
印加することを含んでいる。この実施例においては、活
性電極は少なくとも一つの活性部分を含んでおり、この
活性部分は、高周波数電圧が電極に印加されたときに活
性部分と目標部位との間で高電界強度及び関連する電流
密度を実質的に増進させるように構成された幾何面を有
する。これらの高電界強度及び電流密度は、分子分離又
は崩壊を含む過程によって組織を破壊するのに十分なも
のである。高周波数電圧は目標部位にエネルギを与え
て、切除される薄い層の組織の境界を越える大きな組織
壊死を引き起こさずに薄い層の組織を切除す。この切除
の過程が正確に制御され、周囲又はその下の組織構造の
最小の加熱又は損傷で組織の体積除去を行うことができ
る。
例示的な実施例においては、等浸透圧食塩水又は血液
のような他の流体のような導電性液体内に活性電極及び
目標部位を配置させることと、活性電極の活性部分と目
標部位の間の領域において活性電極の少なくとも一部分
を覆っている導電性液体を気化させるのに十分な高周波
数電圧を印加することとによって活性電極の活性部分に
高電界強度が生成される。蒸気層又は気化された領域は
比較的高い電気インピーダンスを有するので、活性電極
チップと組織の間の電圧差を増加させ、電離可能な種
（例えば、等浸透圧食塩水が導電性流体であるときには
ナトリウム）の存在により蒸気層内で電離を引き起こ
す。この電離は、最適な条件下では、蒸気層から及び目
標組織の表面への高エネルギ電子及び光子の放出を含
む。この現象のより詳細な記載は1995年11月22日出願さ
れた出願第08/561958号（代理人用書類第16238−000700
号）で分かり、この全開示内容は既に本願と一体のもの
として参照されている。
蒸気層の形成のための境界条件に到達するのに十分な
高電界強度を作りだすのに適した電極表面の幾何形状
を、活性電極の活性部分に鋭いエッジ及び（又は）角を
作ることによって得てもよい。あるいはまた、活性電極
が、形を適合されたワイヤ（例えば、正方形又は六角形
のワイヤ）又はその内側及び外側の周辺に沿って高電界
強度を提供する管状電極の使用によって、活性部分のエ
ッジ／表面積の割合を増加させるように特別に設計され
てもよい。さらに、または、あるいはまた、活性電極表
面での多数の表面吸引を作るために、活性電極表面が、
化学的方法、電気化学的方法、または研削的方法によっ
て改質されてもよい。本発明とともに使用されるのに適
した電極設計が1996年７月19日に出願された、共通して
譲受けされている同時係属出願第08/687792号（代理人
用書類第16238−16号）で分かり、その全開示内容は本
願と一体のものとして参照される 共通電極と活性電極配列との間に印加される電圧は高
周波数又は無線周波数であり、典型的には約5kHz〜20MH
zであり、普通は約30kHz〜2.5MHzであり、好適には約50
kHzと1MHzの間である。印加されるRMS（自乗平均）電圧
は、普通は約５ボルト〜1000ボルトの範囲であり、好適
には約50ボルト〜800ボルトの範囲であり、より好適に
は約60ボルト〜50ボルトの範囲である。これらの周波数
及び電圧は、導電性液体を気化させ且つ次に高電界を生
じて高エネルギ光子及び（又は）電子を放出させて組織
を切除できるようにする気化された領域内での条件を作
り出すのに十分のピークトゥピーク電圧及び電流とな
る。典型的には、ピークトゥピーク電圧は40〜4000ボル
トの範囲であり、好適には100〜3200ボルトの範囲であ
り、より好適には300〜2400ボルトの範囲である。
上述のように、電圧は通常は、電圧が効率的に連続的
に印加されるように（例えば、一般的に約10〜20Hzの反
復速度の短いパルスで送られる壊死の浅い深さを主張す
るレーザと比較すれば）、十分高い周波数（例えば、5k
Hz〜20MHz程度）を有する波形で送られる。したがっ
て、典型的には約0.001％〜0.0001％のデューティサイ
クルを有するレーザと比べると、デューティサイクル
（すなわち、任意の一秒間におけるエネルギが印加され
ている累積時間）は本発明では約50％程度である。
上述の電圧及び電流の範囲で、電気外科器具が、通常
は約0.5〜20.0秒で、好適には連続モードで約1.0〜3.0
秒で、好適にはパルスモードで約10〜15秒で、心臓壁を
完全に貫通するチャネルを掘ることが分かっている。直
径およそ0.5〜3.0mm、深さおよそ１〜4cmであるチャネ
ルが容易に且つ効率的にこの方法によって形成されるで
あろうことと、血管再生手法が心筋への血液の流れを劇
的に改善することとが分かっている。
より長い基間の時間にわたって所望のチャネルを形成
することができることはチャネルを完成するために必要
とされる瞬間的な電力の量を著しく削減する。例として
は、LMRで使用されるCO２レーザは典型的には経過時間
0.08秒以内に各チャネルに電力を送る。対照的に、約1.
0秒以内に同じ大きさのチャネルの路通を終えるため
に、本発明を使用することができる。結果として、レー
ザは、直径1mmのチャネルを形成するために、約500〜70
0ワットを必要とする一方で、本発明は、同じチャネル
を形成するために、その1/12すなわち42〜58ワットを必
要とする。もしより大きなチャネルが必要とされれば、
電力要求量は直径の比の平方で増加する。したがって、
CO２レーザを使用して0.08秒で2mmのチャネルを作るた
めには、必要とされる電力は四倍高いすなわち2000〜28
00ワットであり、このために非常に大型で且つ非常に高
価なレーザを必要とする。対照的に、本発明は約168〜2
32ワットの使用電力で１秒で直径2mmのチャネル（上述
と同じ長さの）を形成することができる。
多くの場合、個々の電極と共通電極とのあいだの経路
の組織及び（又は）流体の抵抗に応じて、通常は、電流
水準が選択的に制限される又は制御され、印加される電
圧は独立的に調整可能である。さらには、印加される電
圧水準は、電極配列と目標組織の間の境界面において所
望される範囲で目標組織の温度を維持する温度制御手段
に応じている。切除領域を丁度越えたところの伝播面に
沿った所望の組織温度は、普通は約40℃〜100℃の範囲
であり、より普通には約50℃〜60℃である。電極配列に
直接隣接する切除される（すなわち、手術部位から除去
される）組織はより高い温度にさえ到達しているであろ
う。切除境界を越えたところにある近くの組織を示す温
度を測定するために、温度センサが電気外科装置の先端
部に備えられてもよい。
本発明の好適な電力源は選択可能に高周波数電圧を送
って、切除される目標組織、所望される切除速度、又は
プローブチップに合わせて選択される最大許容温度に応
じて、電極当たり数十ミリワットから数十ワットの範囲
平均電力水準を生成する。電力源は使用者が特殊な手法
の特定の要求に従って電圧水準を選択することができる
ようにしている。
電力源が、導電性流体又は他の低電気抵抗媒体の望ま
ない加熱が起きないように、電流制限されたり、さもな
くば電流制御されたりしてもよい。本発明のこの好適な
実施例においては、電流制限用インダクタが各独立した
電極端子と直列に配置されており、この場合にはこのイ
ンダクタのインダクタンスは10μＨ〜50000μＨの範囲
であり、目標組織、所望される切除速度、及び作動周波
数といった電気特性に依存している。あるいはまた、そ
の全開示内容が本願と一体のものとして参照される、同
時係属出願のPCT出願番号第PCT/US94/05168号に既に記
載されているように、キャパシタ−インダクタ（LC）回
路構造が採用されてもよい。さらに、電流制限用レジス
タが選択されてもよい。好適には、これらのレジスタ
は、低抵抗媒体（例えば、食塩水洗浄液）と接触してい
る任意の個々の活性電極に関して電流水準が上昇し始め
たときに、電流制限用レジスタの抵抗が著しく増加する
ことによって、前記活性電極から低抵抗媒体（例えば、
食塩水洗浄液）への電力配送を最小にするようにするた
めに、抵抗について大きな正温度係数を有する。このよ
うな受動的回路構造の代替例として、各電極端子への調
整された電流の流れが多チャネル電力供給装置によって
提供されてもよい。低抵抗経路、例えば等浸透圧食塩水
洗浄液を通る電力配送を制限するものであり且つ所望の
切断又は切除速度を達成するために使用者によって選択
されるものであるところの範囲内で電流を制御するため
に、能動的電流検知回路で印加される電圧が個々の電極
端子に供給される。多チャネル電力供給装置はこうし
て、各電極端子と組をなす選択可能な電圧水準に関して
制御される電流範囲を電圧源に与え、全ての電極は使用
者が選択可能な同じ最大電流水準で又はそれ以下で作動
する。全ての電極端子への電流を周期的に検知して、も
し電極配列の表面で測定された温度が使用者が選択した
範囲を越えた場合には、止めることができる。この方策
を実行するための特定の制御システム設計は当業技術で
十分である。
さらに別の代替例は、一つ又は幾つかの電極が同時に
エネルギを与えられることが可能にするものであり且つ
予め選択された最大水準以下に電流水準を制限するため
の能動的制御手段を含むものである一つ又は幾つかの電
力供給装置の使用を必要としている。この構成において
は、一つ又は幾つかの電極だけが短時間の間同時にエネ
ルギを与えられる。切り替え手段は次の一つ又は幾つか
の電極が短時間の間エネルギを与えられることを可能に
する。引き続いて一つ又は幾つかの電極にエネルギを与
えることによって、隣接する電極間の相互作用が最小に
される（電極配列の全周囲内で可能な限り最大の間隔で
配置された幾つかの電極にエネルギを与える場合）又は
除去される（一度に一つの電極にのみエネルギを与える
場合）。前述のように、抵抗測定手段が電力の適用前に
各電極に使用されてもよく、この場合には、（測定され
た）低抵抗（予め選択されたある水準以下の）ならばそ
の電極が所定の周期の間エネルギを与えられるのを防
ぐ。
本発明は、電気的に隔離された電極端子、あるいは複
数の電極端子だけに限定されないことが明白に了承され
よう。例えば、活性電極端子の配列が、プローブシャフ
トを通って高周波数電流の電力源まで延びる一本の導線
に接続されてもよい。あるいはまた、プローブは直接プ
ローブシャフトを通って延びる一つの電極を備えてもよ
く、あるいは、電力源まで延びる一本の導線に接続され
ている一つの電極を備えてもよい。
本発明のさらに別の様態においては、一度制御システ
ムが心臓壁を横切って左心室の室に入ると、余分な電力
を血液（例えば、左心室の）に加えないように、制御シ
ステムが「調整」される。このことは心臓における血栓
の形成を最小にする（すなわち、血液の熱凝集を誘発し
ない）。制御システムは能動的アーキテクチャを含んで
も受動的アーキテクチャを含んでもよく、典型的には先
端チップの一対の活性電極間又は一つ又はそれ以上の活
性電極とリターン電極との間の抵抗を検知する機構を含
み、電極配列が左心室の血液が満ちた室に進入したとき
を検知する。あるいはまた、より低い比抵抗率の血液に
おける血液の熱凝集を引き起こす程のジュール加熱を防
ぐために、電流制限手段が備えられてもよい。他の代替
実施例においては、プローブの先端の超音波変換器を心
臓壁と血液が満ちている左心室の間の境界を検出するた
めに使用することができ、プローブが境界を横切ると電
極配列をオフに切り換える。
同様の参照番号は同様の要素を指している図面を詳細
に参照して、本発明の原理に従って構成された電気外科
装置11が図１に示されている。電気外科装置11は、概略
的には、高周波数電圧を例えば電気外科プローブである
電気外科器具10に提供するための電力供給装置28と、導
電性流体50をプローブ10に供給するために具備される液
体源21とに接続されている、電気外科器具又はプローブ
又はカテーテル10からなる。
図１に示されるような例示的な実施例においては、電
気外科プローブ10は柔軟でも固くてもよい長寸シャフト
13を含んでおり、柔軟なシャフトは選択的に支持カニュ
ーレ又は他の構造（図示されていない）を含む。図１に
示されるプローブが一般的には切開手法又は胸腔鏡手法
で患者の肋間穿通で使用されることは分かるであろう。
心室への管腔内手法では、以下で述べるように、配送カ
テーテル200（図６及び図11）が典型的には使用され
る。プローブ10は、基端部のコネクタ19と、シャフト13
の先端チップに配置された電極端子58の配列12とを含
む。接続ケーブル34は、プローブ10のコネクタ19に着脱
自在に接続され得るコネクタ20を有するハンドル22を有
する。ケーブル34の基端部はプローブ10を電力供給装置
28に着脱自在に結合するためにコネクタ26を有する。電
極端子58が互いから電気的に隔離されており、各電極端
子58が、個々に絶縁されている導体42（図2A参照）によ
って、電力供給装置28内の能動又は受動制御ネットワー
クに接続される。電力供給装置28は印加される電圧水準
を変更ために選択手段30を有する。電力供給装置28はさ
らに使用者の近くに位置するフットペダル37のペダル39
の押し下げによってプローブ10の電極端子58にエネルギ
を与える手段を含む。フットペダル37はさらに電極端子
58に加えられる電圧水準を遠隔的に調整するための第二
のペダル（図示されていない）を含んでもよい。本発明
の一部分をなす電気外科プローブとともに使用され得る
電力供給装置の特定の設計が親出願のPCT/US94/05168号
広報に記載されており、その全開示内容は既に本願に一
体のものとして参照されてい。
図2A及び図2Bに関して、電気的に隔離された電極端子
58は電極配列表面82に間隔を空けて配置されている。電
極配列面82と個々の電極端子58は普通上記の範囲設定内
の寸法を有する。好適な実施例においては、電極配列面
82は0.3mm〜4mmの範囲の直径Ｄ（図2B）の円形断面形状
を有する。電極配列面82はさらに、図８で示されるよう
に（以下で記述する）、1mm〜20mmの範囲の長さＬ及び
0.3mm〜7mmの範囲の幅Ｗを有する楕円形状又は長方形形
状を有してもよい。個々の電極端子58は電極配列表面82
の上方に0mm〜2mm、好適には0mm〜1mmの距離（Ｈ）だけ
突き出る（図2A参照）。
電極端子58が公的には、プラチナ、チタニウム、タン
タル、タングステン、ニオビウム、ステンレス鋼及び同
種のもののような導電性金属又は合金から作られる。電
極端子58に好適な材料は、その知られている生体適合性
及び高電圧の適用下での腐食への抵抗性により、タング
ステンとなる。図2Bに示されるように、電極端子58が適
正な絶縁材料（例えば、アルミナ、石英ガラス及び同種
のもののような、セラミック、ガラス／セラミック又は
ガラス材料）からなる支持マトリックス48に据えつけら
れており、支持マトリックス48が、特定の手法の要求に
応じて、製造時に平面、半球体又は他の形状に形成され
得る。例示的な実施例においては、支持マトリックス48
は、セラミク、ガラス、ガラス／セラミック、又はシリ
コン又は同種のもののような高比抵抗率の材料のような
無機絶縁体からならる。無機の又はシリコンベースのポ
リマーが組織切除の間に電極端子58とリターン電極56の
間への高電圧の印加の維持時間の間に急速に腐食するこ
とが知られているので、無機材料が支持マトリックス48
の構成には一般に好適である。しかしながら、加えられ
た電力の全累積時間が約一分以下である場合には、無機
又はシリコンベースのポリマーが、顕著な腐食及び支持
マトリックス48の材料の損失なしに、したがって、切除
性能の顕著な低下なしに、使用され得る。
図2Aに示されるように、支持マトリックス48が、支持
マトリックス48と電気外科プローブ10の基端部の間の殆
ど又は全ての距離に延びる支持部材９に接着して接合さ
れている、時に好適な構成技術においては、支持マトリ
ックス48はシャフト13の先端部から延びる複数のガラス
又はセラミックの中空管400（図2D）からなる。この実
施例においては、電極端子58がそれぞれ中空管400の中
の一つの前端部に挿入されて、電極端子58が所望の距離
Ｈだけ各中空管400から先端方向へ延びるように中空管4
00に接着される。電極端子58が、好適には、有効な電気
絶縁と、中空管400及び電極端子58の両方への優れた接
着を提供するように選択されたシール材料402（例え
ば、エポキシ）によって中空管400に接合される。ある
いはまた、中空管400が電極端子58と類似の熱膨張係数
を有するガラスからなっていてもよく、ガラス金属間用
シールを製造するために一般に使用される手法に従って
ガラス管の温度をガラス管の軟化点まで上昇させること
によって、中空管400が電極端子58の周りにシールされ
てもよい。図2Dに関して、絶縁体408被覆の銅線のよう
な導線406が中空管400の後端部を通って挿入され、適切
な導電性接着剤404で電極端子58に結合される。次に、
ガラス管と電極端子のアセンブリが支持部材９の先端部
に配置されて、図2Eに示されるような電極配列を形成す
る。あるいはまた、導線406と電極端子58が、絶縁体408
が中空管400に挿入された導線の長さ以上に除去されて
いる状態の一本の導線（例えば、ステレス鋼又はニッケ
ル合金）から構成されていてもよい。上述のように、中
空管400と電極端子58の間の環状隙間をシールするため
且つ電極端子58を中空管400に接着的に結合するため
に、シール材料402が使用される。構成についての他の
特徴が上述されており、図2Eに示されている。
図2A及び図2Bに示される実施例においては、電気外科
プローブ10は電極端子58と電力供給装置28の間に電流経
路を完成させるためのリターン電極56を含んでいる。シ
ャフト13は好適には導電性材料、通常は金属からなり、
この材料は、ステンレス鋼合金、プラチナ又はその合
金、チタニウム又はその合金、モリブデン又はその合
金、及びニッケル又はその合金から構成されるグループ
から選択される。リターン電極56が、等浸透圧食塩水の
ような導電性流体50の中に含まれる非類似の金属の存在
による腐食又は電気化学的ポテンシャルの発生の可能性
を最小にするために、電極端子58を形成するものと同じ
金属又は合金から作られてもよい（以下でより詳細に論
じられる）。
図2A、図2B、及び図2Cに示されるように、リターン電
極56は、プローブ10の基端部から、電極配列面82から典
型的には約0.5〜10mm、より好適には約１〜10mm僅かに
基部に近い他点まで延びており、プローブ10の基端部に
おいては、リターン電極56はコネクタ19、20を介して電
力供給装置28に適合して接続されている。シャフト13が
電気絶縁ジャケット18内に配置されており、電気絶縁ジ
ャケット18が、典型的には、ポリエステル、ポリテトラ
フルオロエチレン、ポリイミド、及び同種のものような
一つ又はそれ以上の電気絶縁被覆又は皮膜として形成さ
れる。シャフト13への電気絶縁ジャケット18の具備はシ
ャフト13と任意の隣接する人体構造又は外科医との間の
直接的な電気的接触を防止する。人体構造と露出したリ
ターン電極56との間のこのような直接的な電気接触は望
まない加熱及び壊死を引き起こす接触点における構造の
壊死という結果となる。
図2A〜図2Cに示される実施例においては、リターン電
極56が電極端子58に直接的に接続されてはいない。電極
端子58が目標組織52を介してリターン電極56に電気的に
接続されるようにこの電流経路を完成させるために、導
電性液体50（例えば、等浸透圧食塩水）が液体経路83に
沿って流される。液体経路83が外側のリターン電極56と
管状支持部材78の間の環状の隙間54によって形成されて
いる。付加的な液体経路83が内側の管状部材59内部の選
択的な内側通孔57の間に形成されてもよい。流体経路83
を通って流れる導電性液体50は、図2Aの電流束線60によ
って示されるように、目標組織52とリターン電極56の間
に電流の経路を提供する。電極配列12とリターン電極56
との間に電圧差が与えられると、目標組織を通る電極配
列12からリターン電極への電流とともに、高電界強度を
電極端子58の先端チップに発生させ、この高電界強度が
領域88の目標組織52の切除を起こす。
図2Cは、図2A及び図2Bの実施例のプローブ10の基端部
又はコネクタ端部70を示している。コネクタ19は、プロ
ーブ10の基端部70のハウジング72内に配置された複数の
個別のコネクタピン74からなる。電極端子58及び結合さ
れた絶縁導体42は基部方向にコネクタハウジング72のコ
ネクタピン74まで延びている。リターン電極56はハウジ
ング72まで延び、そのハウジング72で半径方向に外側に
曲がってプローブ10の外に出る。図１に示されるよう
に、液体供給管15は液体源21（例えば、手術部位の上方
に持ち上げられている又はポンプ装置を有する流体バッ
ク）をリターン電極56と着脱自在に結合している。好適
には、絶縁ジャケット14はリターン電極56の露出した部
分を覆っている。コネクタピン76の一つは、リターン電
極56をケーブル34を介して電力供給装置28に結合するた
めに、リターン電極56に電気的に接続されている。手術
チームが導電性液体50の流れを調整できるようにするた
めに、手動制御弁17がさらにリターン電極56の基端部と
液体供給管15の間に具備されてもよい。
図３、図4A及び図4Bは本発明の他の好適な実施例を図
示している。この実施例においては、プローブは導電性
液体を目標部位に送るための流路を含んではいない。出
願人は、血液のような患者の心臓組織の流体は通常は十
分な量の導電性を有しており、活性電極配列とリターン
電極との間の電気経路を完成することを見出した。加え
て、これらの流体はしばしば、蒸気層を確立して電極端
子58のエッジの周りに高電界の領域を作りだし、蒸気層
から目標組織の表面への高エネルギ電子及び光子の放出
を誘発して切除を行うのに必要な上述の特性を有してい
る。
図３に示されるように、電気外科プローブ100は露出
した先端部104と図２に示される基端部に類似の基端部
（図示されていない）とを備えるシャフト102を有す
る。この実施例においてはリターン電極として機能する
露出した先端部104を除いて、シャフト102と任意の隣接
する人体構造又は外科医との間の直接的な接触を防止す
るために、シャフト102全体が電気絶縁ジャケット106で
好適には覆われており、この絶縁ジャケット106が、典
型的には、ポリエステル、ポリテトラフルオロエチレ
ン、ポリイミド、及び同種のものような一つ又はそれ以
上の電気絶縁被覆又は皮膜として形成される。前出の実
施例と同様に、電気外科プローブ100は実質的に同じ与
えられたポテンシャルを有する活性電極端子110の配列1
08を含んでいる。電極端子110はシャフト102の先端部10
4に取り付けられた無機絶縁マトリックス112から延びて
いる。上述のように、絶縁マトリックス112は、図面中
においては略図的にしか示されておらず、好適には先端
部104から延びるガラス又はセラミックの管の配列から
なっている、あるいは電極端子110がそこを通って延び
るセラミックのスペーサである。
電極配列は図３、図4A、及び図4Bに示されるもの以外
の種々の異なる構成を有してもよい。例えば、図８に示
されるように、シャフト102の先端部及び（又は）絶縁
マトリックスは、プローブの先端チップの断面積に対す
る周辺長さの割合を最大にするために、丸い角の実質的
に長方形形状を有してもよい。示されるように、電極配
列面120は、2mm〜5mmの範囲の幅と1mm〜2mmの範囲の高
さを有する長方形形状を有している。人工チャネルの周
辺を増加させることは、人工チャネルを通って流れる血
液が所定の断面積に関して心臓組織に入るためのより大
きい面積を有するので、心臓を血管再生する際に利点に
なる。したがって、この構成は心筋層内で血液の流れを
増加するより効果的な方法となる。
他の実施例においては、リターン電極がプローブの前
部又は先端面に配置される。この構成は、血管再生用チ
ャネルを形成するときに、プローブの側部組織内でので
流を防止する。一つの構成においては、例えば（図９に
示される）電極配列面122は、各電極対が活性電126とリ
ターン電極128とを含んでいる複数の電極対を含んでい
る。したがって、示されるように、高周波数電流はプロ
ーブの先端面122を横切る対の間を渡って流れる。他の
構成においては（図10に示される）、リターン電極又は
共通電極が先端プローブ表面132の中央に配置されてお
り、活性電極134がその周囲に配置されている。この実
施例においては、電気外科電流は先端表面132の周囲に
ある活性電極134と先端表面132の中央にあるリターン電
極130の間に流れて、血管再生用チャネルを形成する。
電流は外側の活性電極134とリターン電極130の間を半径
方向に流れるので、このことにより外科医が血管再生用
チャネルの直径をより正確に制御できるようになる。こ
の理由で、プローブシャフトの外周によって非切除心臓
組織を引き裂くことを避けるために、活性電極134が、
好適には、先端表面132の外周（すなわち、図10Aに示さ
れるよりさらに半径方向外側）に配置される。
図６は本発明の一部をなす電気外科プローブ100′の
さらに他の実施例を図示している。この実施例において
は、プローブの先端チップは円錐形状を有しており、円
錐面140に沿って活性電極の配列を含んでいる。円錐形
状は密集した組織を通るプローブの前進に対するより小
さな抵抗を提供する。図６に示されるように、絶縁マト
リックス142は、円錐先端面140を形成するために、先端
方向に先細りになっている。電極配列144は先端表面140
から延びており、各電極端子146が円錐面140から軸線方
向に突出するように（すなわち、円錐面140から垂直方
向にではなく）配置されている。この構成に関しては、
電極端子146は円錐面140から半径方向に外側に延びては
おらず、このことにより電流が半径方向に外側に血管再
生用チャネルの周囲の心臓避組織に流れる危険性を減ら
している。加えて、電流によって生成される高電界勾配
は活性電極面の近くで集中しており、これらの表面から
さらに離れると次第に減っていく。したがって、この構
成はこれらの高電界勾配を所望のチャネルの直径内に配
置して、所望のチャネルの外側の組織の切除を最小にし
つつチャネルの切除を改善する。
図５は、電気外科プローブ202を患者の経皮穿通によ
って導入するため且つ電気外科プローブ202を心臓の心
室へ管腔内を通して送るために好適な配送カテーテル20
0を図示している（この方法は以下で詳細に説明され
る）。配送カテーテル200は、一般に、基端部208と先端
部210を有するシャフト206を含んでいる。配送カテーテ
ル200は、シャフトの基端部208に取り付けられたハンド
ル204と、好適には、シャフト206の先端部210に結合さ
れた偏向可能な先端部とを含んでいる。電気外科プロー
ブ202は基端部から、好適には約100〜200cmの距離だけ
延びている。ハンドル204は、先端部駆動スライド214及
びトルクリング216のような、患者の心臓内で先端部212
を操縦するための種々の駆動機構並びに電気コネクタ21
8を含んでいる。カテーテルシャフト206は、一般的には
一つ又はそれ以上の内側通孔220と、内側通孔を通って
プローブ202まで延びる一つ又はそれ以上のマニプレー
タワイヤ及び電気接続（図示されていない）を形成す
る。
図11〜図22に関して、心臓壁に人工チャネルを形成し
て心筋層を潅流する経心筋層血管再生手法によって心臓
への血流を増加する方法がここから説明される。この手
法は冠状動脈疾患を治療するための冠状動脈バイパス手
術に対する代替方法である。チャネルは、心室空腔へ流
れる酸素が豊富に含まれる血液が心臓から出て次に冠状
動脈を通って心筋層へ流れ戻るよりはむしろ心筋層へ直
接に流れ込めるようにする。
図11に示されるように、電気外科プローブ202が心臓
の左心室空腔258へ配置される。電気外科プローブ202が
最小限の介入の経皮的手法のような技術的によく知られ
た種々の手法で左心室へ導入されてもよい。代表的な実
施例においては、電気外科プローブ202が経皮穿通360に
よって患者の脈管構造に導入され、配送カテーテル200
を介して大腿動脈346のような大きな血管の一つを通
り、大動脈254を通って左心室空腔258へ軸線方向に移動
される。視認用スコープ（図示されていない）がさらに
経皮位置を通って左心室258の目標位置を視認するのに
適した位置まで導入されてもよい。
一度患者の左心室258内に配置されると、電気外科プ
ローブ202が心臓壁260と整列させられて、心筋層262へ
の血流を増加するために一つ又はそれ以上の人工チャネ
ル264を形成する。図14に示されるように、チャネル264
は、好適には、血液が胸腔へ流れ込むことを防止するた
めに心外膜268の外側を穿孔することなく、心内膜266か
ら心筋層262を通って所望の距離だけ延びている。プロ
ーブ202がいつ心外膜268の外側表面の近くにあるかを決
定するために、好適には、外科医はプローブ202又は他
の器具の探知システム又は器具案内システム350（図1
6、図18、図19、及び図20に関して以下で述べられる）
を利用する。チャネル264の位置が良く知られている心
内膜の解剖学的目標に基づいて選択されてもよい。ある
いはまた、器具案内システム350が、以下で述べられる
ように、心臓壁の目標部位を選択するために使用されて
もよい。
図14に示されるように、ガイドカテーテル200が内側
の心内膜壁に隣接して配置され、プローブ202が、プロ
ーブの先端部の活性電極270が心臓組織のすぐ近くに配
置されるように、軸線方向に移動される。この実施例に
おいては、プローブ202は心臓組織の切除のためにプロ
ーブの先端部に一本の環状電極270を含んでいる。しか
しながら、プローブが上で詳細に説明されたように電極
端子の配列を含んでもよいことは容易に認識されるであ
ろう。内視鏡（図示されていない）で領域を視認する間
に、電圧を電力供給装置28（図１参照）から活性電極27
0と環状リターン電極272の間に印加することができる。
心臓組織にぶつかっている活性電極270にエネルギを与
えること又は活性電極270を心臓組織の極めて近傍に配
置する一方で同時に電力供給装置28から電圧を印加する
こと且つチャネル264を通ってプローブ202を軸線方向に
送り出すことによって、チャネル264を掘ることがなさ
れる。活性電極270とリターン電極272と間に電流経路を
完成するために、導電性洗浄液（例えば、等浸透圧食塩
水）が好適には液体供給装置21からリターン電極272と
管状シャフト200との間の環状液体経路274を通って目標
部位まで送られる。あるいはまた、目標部位が既に液体
に浸っていてもよく、あるいは液体が他の器具によって
送られてもよい。導電性液体は、心臓組織とリターン電
極272の間に、図15に電流束線278によって図示されてい
るような、電流の経路を提供する。
図15は図14のプローブの他の実施例を図示している。
この実施例においては、プローブ280は、適切な真空源
（図示されていない）に取り付けられている基端部と目
標部位を吸引するための開口している先端部286を有す
る中央通孔282を含んでいる。活性電極270とリターン電
極272との間に電流経路を完成するために、導電性洗浄
液（例えば、等浸透圧食塩水）が好適には液体供給装置
21（図１に示される）からリターン電極272と管状シャ
フト200の間の環状液体経路274を通って目標部位まで送
られる。活性電極は好適には中央通孔282の開口した先
端部286を囲んでいる一つの環状電極288である。中央通
孔282が手法を行う際に目標部位で作られた切除生成物
（例えば、液体及び気体）及び余分な導電性洗浄液を除
去するために利用される。
経皮的な心内膜路通方法の他の実施例が図23に示され
ている。この実施例において、電気外科カテーテル100
が図11に示される外部の握り部340を使用してチャネル2
64の路通の間に外科医又は手術助手によって案内され得
る。この実施例においては、電気外科カテーテル100の
先端部分を湾曲した人工チャネル264′を実現するため
に湾曲した経路に従わせることができる。湾曲した人工
チャネル264′を形成することによって、人工チャネル
の全表面積を広げることができ、前記チャネルが心臓壁
260の全厚さＬ９よりも長くなる。加えて、図23に示さ
れるように適切な湾曲の湾曲した人工チャネル264′を
形成することによって、心外膜268の穿通を避けること
ができる。さらにまたは、湾曲した人工チャネル264′
を連続させて、心室空腔258に最進入する完全な「Ｕ
字」形状のチャネルを形成し、二つの位置で心内膜を穿
通しているが心外膜268を穿通してないない一つの連続
するチャネルを提供することができる。
図12は外側壁又は心外膜268から内側の心内膜266まで
心筋層を血管再生するための胸腔鏡手法を図示してい
る。少なくとも一つほ肋間穿通が、電気外科プローブ10
0（図３）の胸腔302への導入のために、患者になされ
る。本願で使用される用語「肋間穿通」は、肋骨又は胸
骨を切除すること、除去すること、又は著しく位置を動
かすことや引っ込めさせることを必要としない、二つの
隣接する肋骨の間の胸壁を通した、小さな切れ目、切
開、穴又はカニューレ、トロカールスリーブ又は同種の
ものといった形態の任意の穿通のことを呼んいる。通常
は、肋間穿通は長さ約5cm以下の穿孔又は切開を必要と
する。好適には、肋間穿通は、約２〜15cmの範囲の長さ
と１〜15mmの範囲の内径とを有する、胸郭トロカールと
して一般的に知られるトロカールスリーブによるもので
ある。適切なトロカールスリーブがコネティカット州ノ
ーウォークのユナイテッドステイツサージカル社（Unit
ed States Surgical Corp.）からブランド名「ソラコポ
ート（Thoracoport）」（商標）で入手可能である。視
認用スコープ（図示されていない）がさらにトロカール
スリーブを通して心臓壁260の目標位置を視認するのに
適した位置まで導入されてもよい。視認用スコープ（図
示されていない）がさらに同じ又は胸腔への別の肋間穿
通によって心臓の心外膜268の表面の目標位置360を視認
するのに適した位置まで導入されてもよい。視認用スコ
ープは状来の腹腔鏡又は胸腔鏡のこともあり、典型的に
はレンズシステムと接眼レンズ又は基端部のカメラ台を
含む長寸剛体管からなる。小型のビデオカメラが好適に
はカメラ台に取り付けられており且つ手順のビデオ画像
を提供するためにビデオモニタに接続されている。この
タイプのスコープはイリノイ州ディアフィールドのバク
スタヘルスケア社（Baxter Healthcare Coporation）又
はコネティカット州ノーウォークのユナイテッドステイ
ツサージカル社から入手可能である。
図13に示されるように、一つ又はそれ以上の人工チャ
ネルが電気外科プローブ100によって外側壁又は心外膜2
68から心筋層262及び内側壁又は心内膜266を通って心室
空腔258へ形成される。上述の方法と同様に、電極配列1
08が心臓組織の極めて近傍に配置される一方で、同時に
電力供給装置28から電圧を印加してから、チャネル264
を通ってプローブ100を軸線方向に送り出す。しかしな
がら、この実施例においては、活性電極端子110とリタ
ーン電極102との間に電流経路を完成させるための導電
性液体が目標部位に供給されてはいない。出願人は、血
液のような患者の心臓組織の流体は、通常、活性電極配
列とリターン電極との間に電気経路を完成させるのに十
分な量の電気比伝導率を有することを見出した。加え
て、これらの流体はしばしば組織切除を行うために蒸気
層を確立して高電界の生成、並びに、蒸気層から目標組
織の表面への高エネルギ電子及び光子の放出を誘発する
のに必要な上述の特性を有している。
血液がチャネル264を通って胸腔へ流れるこを防止す
るために、チャネル264が好適には、チャネル264が形成
された後出来る限りすぐに、心外膜268のところでシー
ルされる。心外膜268のところで人工チャネル264をシー
ルスルための一つの方法は、トロカール300、カニュー
レ484、及びシリンジのような配送システム486を使用し
て、コラーゲン止血装置480（図２に示される）を挿入
することである。患者の血流中に存在するであろう抗血
小板物質又は抗凝血性物質によって影響を受けないコラ
ーゲンは血液482から血小板を引きつけて活性化させ、
新しく形成されたチャネル264の心外膜268の表面の近く
に栓のような「接着物」を急速に形成する。適切なコラ
ーゲン止血装置はニュージャージィー州モントバルのデ
ータスコープ社（Datascope Corporation）からブラン
ド名「バソシール（VasoSeal）」（商標）で入手可能で
ある。コラーゲン止血装置480の展開が視認用スコープ
（図示されていない）の助けで行われ、この視認用スコ
ープはさらにトロカールスリーブを通して心臓壁260の
目標位置を視認するのに適した位置へ導入されてもよい このシール手順を容易にするために、電気外科プロー
ブ354は好適には、外科医が電気外科プローブを引き出
す用意をしてチャネル264をシールスルことができるよ
うに、いつ電気外科プローブが心内膜266の内側表面の
近くにあるかを決定するための案内システム350（図1
6）を含む。
両方の上述の実施例において、本発明は心臓組織の局
所的な切除又は崩壊を可能とさせる電気外科装置を提供
して、制御された直径及び深さの血管再生用チャネル26
4を形成する。通常は、著径は0.5mm〜3mmの範囲であ
り、好適には約1mm〜2mmの間となる。所望のチャネルの
周りの組織の壊死の深さを最小にしながら組織切除及び
止血の速度を制御するためには、好適には、無線周波数
はピークトゥピークで300〜2400ボルトの範囲となる。
この電圧が、典型的には、所望の深さのチャネル264が
完全に形成されるまで手法の間を通して連続的に印加さ
れる。しかしながら、心臓鼓動が監視され、電圧が心臓
の収縮（収縮期）に適切に合わせてパルスで印加されて
もよい。
組織の切除が、約１〜5mmの間の距離で、電気外科プ
ローブを軸線方向に往復させる且つ（又は）回転するこ
とによって、容易にされてもよい。この軸線方向の往復
運動又は回転は、導電性液体（図14）が路通された組織
表面を流れることを可能とし、それによってこの組織を
冷却して周囲組織細胞への顕著な熱損傷を防ぐ。
図16は、電気外科プローブ354を心臓壁の目標部位へ
案内するための一つの代表的な案内システム350を図示
している。案内システム350が、各人工チャネルに関す
る「端点」を検出するため且つ（又は）人工チャネルを
形成するのに適切な心臓壁の目標部位を決定するために
具備されている。器具案内システム350は、好適には、
外科医が電気外科プローブ354（又は電気外科カテー
テ）がいつ心臓室の他方の端部（すなわち、心外膜の外
側端部又は心内膜の内側端部）の近くにあるのかを決定
することを可能にする。案内システム350は、電気外科
プローブが心臓室を完全に貫通するチャネルを形成した
いように電気外科プローブ354を軸線方向に移動するの
を止めることを、外科医に対して指示し、このことによ
り出血を制限し且つ（又は）周囲組織構造又は血液への
損傷を削減する。あるいはまた、又は、加えて、案内シ
ステム354は、外科医がチャネルを形成するのに適切な
心臓壁の目標部位360を決定することを可能にして、心
臓壁の比較的大きな血管の偶発的な穿孔を防止する。
図16に示される一つの実施例においては、器具案内シ
ステム350は、電気外科プローブ354内の光ファイバー視
認用ケーブル356と、心臓壁の目標部位360を照明するた
めのレーザビームのような電気外科プローブと一体とな
った視認用発光器358とを含んでいる。発光器358と光フ
ァイバーケーブル356の両方ともが電気外科プローブ354
以外の器具に結合されてもよいことに注意すること。光
ファイバー視認用ケーブル356は、電気外科プローブ354
が穴を掘る位置を確認するために視認発光器358によっ
て照明されている目標部位360の位置を定める。このこ
とにより、外科医が心臓壁の大きな血管362（例えば、
冠状動脈又は静脈）を穿孔することを避けることが可能
になる。視認用発光器358がさらに、電気外科プローブ3
54の先端部364がいつ心臓壁の反対側の近くにあるか、
又は、電気外科プローブ354がいつ心臓壁を通って心室
空腔258へ完全に穿通されたかを決定するために、使用
されてもよい。
第二の実施例においては、検出システムは、心臓の路
通を容易にするために音波を伝播する超音波案内システ
ムである。
図18及び図19に関して、超音波式組織厚さ測定システ
ムが電気外科カテーテル100又は案内管200内に組み込ま
れて、プローブ先端チップ270に隣接する心臓壁260の厚
さを測定することによって、電気外科カテーテル100に
エネルギを与えて心臓組織を切除する前に握り部340
（図11）の調整用止め具352を使用して、外科医が各チ
ャネルの深さを予め設定できるようにしてもよい。図18
に示される実施例において、案内管200の先端部に取り
付けられており且つ外部の超音波発生器及び検知システ
ム（図示されていない）に導線312を介して接続されて
いる超音波変換器310は、超音波のパルスを発射超音波
信号314の形態で心臓組織へ伝送し、反射された超音波
信号316が心外膜268の表面の心臓壁の境界から戻る遅れ
時間を測定する。この遅れ時間が心臓壁全体の厚さに変
換されることができ、チャネル264の深さが心外膜268の
外側表面を貫通して延びることを防ぐために機構式止め
具352（図11）を使用して、外科医が電気外科カテーテ
ル100の最大行程距離を調整できるようにする。外科医
は、典型的には約1mm〜10mmの範囲となるであろう心外
膜の選択された任意の距離で、心臓の路通を止めること
を選択できる。
第三の実施例が図19に示されており、この実施例にお
いては、超音波変換器310が、電気外科カテーテル100の
先端部に取り付けられており且つ外部の超音波発生器及
び検知システム（図示されていない）に導線312を介し
て接続されており、超音波のパルスを発射超音波信号31
4の形態で心臓組織へ伝送する。超音波発生器及び検知
システムは反射された超音波信号316が心外膜268の表面
の心臓壁の境界から戻る遅れ時間を測定する。この測定
された遅れ時間が電気外科カテーテル100の先端チップ2
70と心外膜268の表面との間の距離に変換されることが
できる。この構成においては、外科医はチャネル264が
心外膜268から好適な距離に到達したことを観測するこ
とができ、電力の適用と電気外科カテーテル100の前進
を中止させることができる。あるいはまた、路通されて
いない心臓壁260の好適な最小厚さ（すなわち、チャネ
ル264の底から心外膜268の表面までの最小距離）が外科
医によって予め選択され得る。超音波発生器及び検知シ
ステム（図示されていない）を使用して測定された路通
されていない心臓壁の厚さに基づいたこの距離に到達す
ると、超音波発生器及び検知システムは電気信号を電気
外科カテーテル100のための電力源に提供して、印加電
圧を遮断することによって路通過程を終了させ形成され
るチャネルの深さを制限する。このようにして、外科医
は聞き分け可能な音を聞くことができ、印加電圧が遮断
された瞬間にカテーテルの前進が止まったことを「感じ
る」。
四番目の実施例が図20に示されており、この実施例に
おいては、電気外科カテーテル100は小径の組織電気イ
ンピーダンス測定センサ319を含んでおり、このインピ
ーダンス測定センサ319は距離Ｌ６だけ組織切除用電極
配列270の先まで延びている。インピーダンス測定セン
サ319は、異なる電気インピーダンスの領域（すなわ
ち、心臓の周囲の流体が満ちた空腔）に進入すると、心
外膜268の外側表面を検出する。本実施例においては、
センサチップ320は第一のインピーダンス測定電極321と
第二のインピーダンス測定電極323を含んでもよい。小
さい高周波数ポテンシャルが第一のインピーダンス測定
電極321と第二のインピーダンス測定電極323との間に印
加され、第一及び第二のインピーダンス測定電極321及
び323の間に電流束線322によって示されるような電流を
引き起こす。第一のインピーダンス測定電極及び第二の
インピーダンス測定電極が心外膜から心臓の周囲の空腔
318へ現れると、電気インピーダンスの変化が測定され
聞き取れる信号によって示されてもよく且つ（又は）直
接的なフィードバック制御として電圧の電気外科カテー
テル100への印加を発電器28（図１）によって遮断する
ために使用されてもよい。この方法によって、電気外科
カテーテル100の前進をチャネル264の底と心外膜268の
表面との間の予め定められた距離Ｌ６へ制限することが
できる。
図13に示される第五の実施例においては、案内システ
ムは、電気外科プローブ100がいつ血管及び（又は）外
側又は内側の心臓壁の境界に隣接しているかを検出する
ために、切除用電極110と一体のインピーダンス測定回
路を利用する。特に、電流制御回路は、個々の電極端子
110とリターン電極又は共通電極102との間のインピーダ
ンスを決定するために、各電極端子に結合されている幾
つかのインピーダンスモニターを含んでいる。したがっ
て、例えば、もし測定されたインピーダンスが突然プロ
ーブ100のチップの電極端子110で減少すれば、印加電圧
が、心臓の血液が満ちた心室空腔258への電力供給を避
けるために、遮断され、それによって血栓の形成又は心
室空腔258内の他の組織構造への損傷を避ける。
図17は、これらのチャネル264の開放を維持するため
に、ステント又はステント移植皮弁370のような管腔の
人工器官を本発明の電気外科プローブ又はカテーテルの
一つによって形成される人工チャネル264へ移植するた
めの方法を図示している。ステント370が通常は狭い直
径の構成（図示されていない）に圧縮され、従来の又は
特別な配送カテーテル（図示されていない）で心臓壁の
人工チャネル264の一つへ管腔内を進められる。あるい
はまた、電気外科プローブが目標部位にステント370を
配送又は移植するように設計されてもよい。ステント37
0は、典型的には、基端部374、先端部376、その間の軸
線方向通孔380を有する半径方向に圧縮可能な弾性管状
フレーム372からなる。管状フレーム372は複数の開口又
はスロット（図示されていない）を含んでおり、この開
口又はスロットは、形状記憶合金、膨張可能な風船、及
び同種のもののような従来の方法によって、管状フレー
ム372が図17に示される拡大された構成に半径方向に外
側に膨張することを可能にする。ステント370は、通孔
の開放を維持するため且つ（又は）機械的に通孔壁の強
度を増加するために、内側チャネル壁382に半径方向力
を作用し、それによって心室空腔から心筋層への血流を
維持する。ステント370はさらに、フレーム372の開口及
びスロットによる細胞増殖及び閉塞を防止するために移
植片又はライナー384を含んでもよい。
図17に示される第一の実施例においては、ステント37
0が図11に図示されるような経皮的手法で人工チャネル2
64に導入される。この実施例においては、各チャネル26
4の長さとそれによる各ステント370の長さとは心臓壁26
0の厚さ全体を一部分しか通らずに延びる。
図22に示される第二の実施例においては、ステントが
図12に図示されるような胸腔鏡手法で人工チャネル264
に導入される。この実施例において、各人工チャネル26
4の長さは心臓壁260を完全に貫通して延びており、心室
空腔258内の血液が人工チャネル264の長さの大部分内で
循環することを可能とする。しかしながら、この実施例
においては、心臓壁260の長さＬ７にわたって人工チャ
ネルの開放を維持するために、ステント370が図22に示
されるような心内膜266まで延びる人工チャネル264の先
端部分に配置される。ステント370の挿入及び展開に続
いて、人工チャネル264の基部部分が、図21に示される
ようにカニューレ484とシリンジのような供給システム4
86を使用した図21に関連して本願で前述されたように、
コラーゲン止血装置480又は同種のものを使用してシー
ルされてもよい。コラーゲン止血装置480は血液482から
血小板を引きつけて活性化して、新しく形成された人工
チャネル264の心外膜268の表面の近くに「接着物」状の
栓を急速に形成する。あるいはまた、コラーゲン止血装
置が図2Aに図示されるような電気外科プローブ又はカテ
ーテルと一体の中央通孔59を通して展開されてもよい。
コラーゲン止血装置を、その直径が人工チャネル264よ
りも小さい通孔59内に適合するように圧縮することがで
きる。閉じ込めている通孔59から取り出されたときに、
コラーゲン止血装置480は図22に示されるように長さＬ
８にわたって人工チャネル264の全直径を充塞するよう
に膨張する。さらに、コラーゲン止血装置480又は同種
のものの展開のためにこのようなシステムが、図11に図
示される方法に従って人工チャネル264の経皮的路通の
ために使用される電気外科カテーテル100と一体にされ
てもよい。図2A、図11及び図22に関して、このシール方
法を使用する経皮的方法においては、人工チャネル264
が心臓壁260の厚さ全体を貫通して形成される。一度心
外膜268の表面が穿孔されると、電気外科カテーテル100
のチップ202の位置が距離Ｌ８引っ込められる。次に、
コラーゲン止血装置480又は同種のものが電気外科カテ
ーテル100の中央通孔59から展開される。閉じ込めてい
る通孔59から取り出されたときに、コラーゲン止血装置
480は膨張して、図22に示されるように長さＬ８にわた
って人工チャネル264の全直径を充塞し、心外膜268の開
口を通した血液損失を防ぐためにシールをする。あるい
はまた、心外膜268の表面の人工チャネルの開口をシー
ルするために、縫合技術が経皮手法、胸腔鏡手法、又は
開胸手法のいずれかで利用されてもよい 本発明のステントフレーム372が、典型的には、ニチ
ノル（Nitinol）（商標）、エルギロイ（Elgiloy）（商
標）又は同種のもののような、弾性特性又は疑似弾性特
性を有する形状記憶合金から作られたチュービングのよ
うな、管状材料から製造される。あるいはまた、ステン
トフレームは、形状記憶合金以外のステンレス鋼のよう
な可鍛材料からなってもよい。この構成においては、ス
テントフレームは、好適には、従来の方法、例えば、カ
テーテルシャフトの先端部の膨張可能な風船によって目
標部位で膨張させられる。管状部材は、通常は、体の管
腔内で膨張構成のステントの最終的な直径に比べて、直
径が著しく小さくなっている。スロットが、レーザ切断
法、写真腐食法、又は他の従来の方法によって、管へ切
断され、独立したステントフレームを形成する。例え
ば、これらの方法は、管の外側表面を光硬化性樹脂材料
でコーティングすること、その部品を移動し回転しなが
らレーザビームを使用してエッチングパターンを光学的
に露光すること、次に状来技術を使用して所望のスロッ
トパターンの刷りをエッチングすることとを含んでい
る。この技術の説明をロウ（Lau）の米国特許第5421955
号に見つけることができ、この全開示内容は本願と一体
のものとして参照される。他の方法においては、レーザ
切断技術が、皮下チューピングの壁のあるパターンのス
ロットを直接的に切断するコンピュータ制御された段階
と共に使用され、所望のステント幾何面を得る。典型的
なレーザ切断法の説明がムラー（Muller）の米国特許第
5345057号に記述されており、その全開示内容は本願と
一体のものとして参照される。
例示的な構成においては、ステントフレーム372が、
加えられた応力によって変形され次に応力のかかってい
ない元の形状に復元することができる弾性形状記憶合金
材料から形成される。形状記憶合金材料は、通常は、熱
弾性挙動を示し、ステントは熱（すなわち、体温以下の
Ａｆ温度）を加えられると応力をかけられていない元の
状態に変形する。ステントはさらに応力によって生じた
マルテンサイトを示してもよく、このマルテンサイトに
おいては、マルテンサイト状態は不安定であり、制約が
取り除かれると（すなわち、ステントが体の管腔内の導
入用カテーテルから解放されると）人工器官は本来の状
態に変形して戻る。形状記憶合金向けの材料が人工器官
の集団の所望される特性にしたがって選択される。好適
には、形状記憶合金はニッケルチタニウムベースの合金
（すなわち、ニチノル（Nitinol）（商標）からなり、
この合金は形状変形が起こる温度のような人工器官の特
性に影響を与える付加的な成分を含んでもよい。例え
ば、この合金は、銅、コバルト、バナジウム、クロム、
鉄、又は同種のもののような付加的な金属成分を組み込
んでもよい。
上述され且つ図17及び図22に示されるステント370は
管腔人工器官の代表的なものにすぎず、この器官が本発
明とともに使用されてもよい。本発明は、ジョンソン・
アンド・ジョンソン・インターベンショナル・システム
ズ社（Johnson and Johnson Interventional Systems C
o.）によって製造されている（パルマズシャッツ（Palm
az−Schatz）（商標）風船式可膨張ステントと、シー・
アール・バード社（C.R.Bard Inc.）のアンジオド（Ang
iomed）事業部によって製造されているメモサーム（Mem
otherm）（商標）ステントとを含む、冠状管、末梢管、
胆汁管、及び他の管向けの移植片として、一般に市場に
流通している金属管状材料から作られた種々の代表的な
従来のステント構造物を組み込んでいてもよい。本発明
に組み込むことができる他のステント又は殖皮片は、リ
モン（Limon）の米国特許第5476505号に記載されている
もののようなコイル構造、ヘイン（Heyn）の米国特許第
5201757号に記載されている開口したメッシュ又は弾性
材料からなる螺旋に巻かれた且つ（又は）編組されたス
トランド又は微細線維から形成された組編ステント構
造、アンダーセン（Andersen）の米国特許第5234457号
に記載されているメッシュの円筒に編まれた微細線維、
ラウ（Lau）の米国特許第5242399号又はパルマズ（Palm
az）の米国特許第5382261号に記載されているダイアモ
ンド形状の開口を有する管状構造、ギアンツーコ（Gian
turco）の米国特許第5282824号に記載のＺ字形状のステ
ント、ボネウ（Boneau）の米国特許第5292331号に記載
のもののような連続ワイヤステント、ファウンタイン
（Fountaine）の米国特許第5314471号に記載の螺旋又は
他の適切な形状に巻かれた微細線維から形成されたステ
ント、クラッグ（Cragg）の米国特許第5405377号に記載
されているジグザグワイヤの連続渦巻き線及びループ
線、及び他のタイプのステントとを含んでいる。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平６−277226（ＪＰ，Ａ) 特表 平９−501328（ＪＰ，Ａ) 実表 平７−500277（ＪＰ，Ｕ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 17/36 350 A61B 17/39 - 17/39 330 ＥＰＡＴ

Claims (22)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】基端部部分と、先端部部分と、前記先端部
    部分に配置された電極端子とを有する器具シャフトと、 前記電極端子に隣接する心臓組織の体積的除去を行うの
    に十分な電圧を前記電極端子に印加するための高周波数
    電力供給装置と、 前記電極端子を前記高周波数電力供給装置に結合するた
    めの前記器具シャフト内のコネクタとを備える、患者の
    心臓組織の心筋層血管再生用の電気外科装置。
  2. 【請求項２】前記電力供給装置に結合されたリターン電
    極をさらに備え、前記電力供給装置が、前記リターン電
    極と前記電極端子との間に電位差を与え、この電位差が
    前記電極端子に隣接する心臓組織の体積的除去を行うの
    に十分である、請求項１に記載の装置。
  3. 【請求項３】前記器具シャフトの先端部部分が、心臓壁
    の少なくとも一部分を通って形成される血管再生用チャ
    ネルへの進行に適した大きさにされている、請求項１に
    記載の装置。
  4. 【請求項４】前記器具シャフトが、経皮穿通による配送
    と患者の心室空腔への管腔内配送に適するように構成さ
    れたカテーテルシャフトである、請求項１に記載の装
    置。
  5. 【請求項５】前記器具シャフトが胸腔への配送に合わせ
    て構成されたプローブシャフトである、請求項１に記載
    の装置。
  6. 【請求項６】前記器具シャフトの先端部部分の最大横寸
    法が約2mm以下である、請求項３に記載の装置。
  7. 【請求項７】前記電力供給装置が目標部位の領域の心筋
    層組織の血管再生をなさしめるのに十分な高周波数電圧
    を前記電極端子に印加し、目標部位の領域の組織の一部
    分の体積的除去によって目標部位の領域の心筋層組織へ
    の血液供給が回復される、請求項１に記載の装置。
  8. 【請求項８】前記器具シャフトの先端部部分に隣接して
    配置され且つ複数の電気的に隔離された電極端子を含ん
    でいる電極配列をさらに備え、前記電極端子の少なくと
    も二つからの電流が前記電極端子におけるインピーダン
    スに基づいて独立的に制御されている、請求項１に記載
    の装置。
  9. 【請求項９】前記リターン電極が前記器具シャフト上に
    配置されており、前記電極端子から基部方向に凹んで位
    置する、請求項２に記載の装置。
  10. 【請求項１０】導電性流体を前記電極端子と患者の心臓
    組織との間に供給するために、前記電極端子に隣接する
    開口を有する流体供給要素をさらに備え、前記流体供給
    要素が前記電極端子と前記リターン電極の間に電流経路
    を生成するように構成されている、請求項２に記載の装
    置。
  11. 【請求項１１】前記血管再生用チャネルの端点を決定す
    るために、前記器具シャフトに結合された案内装置をさ
    らに備える、請求項３に記載の装置。
  12. 【請求項１２】基端部部分と、先端部部分と、前記先端
    部部分に配置された活性電極とを有する器具シャフト
    と、 リターン電極と、 目標部位の領域の心筋層組織の血管再生をなさしめるの
    に十分な電位差を前記活性電極と前記リターン電極との
    間に与えるための高周波数電力供給装置と、 前記活性電極を前記高周波数電力供給装置に結合するた
    めの器具シャフト内のコネクタとを備える、患者の心臓
    組織の心筋層血管再生用の電気外科装置。
  13. 【請求項１３】前記電位差は前記活性電極に隣接する心
    臓組織の体積的除去を行うのに十分である、請求項12に
    記載の心筋層血管再生用の電気外科装置。
  14. 【請求項１４】前記器具シャフトの前記先端部部分が、
    心臓壁の少なくとも一部分を通って形成される血管再生
    用チャネルへの進行に適した大きさにされている、請求
    項12に記載の心筋層血管再生用の電気外科装置。
  15. 【請求項１５】前記器具シャフトは経皮穿通による配送
    と患者の心室空腔への管腔内配送とに適するように構成
    されたカテーテルシャフトである、請求項12に記載の心
    筋層血管再生用の電気外科装置。
  16. 【請求項１６】前記器具シャフトは胸腔への配送に適す
    るように構成されたプローブシャフトである、請求項12
    に記載の心筋層血管再生用の電気外科装置。
  17. 【請求項１７】前記器具シャフトの前記先端部部分の最
    大横寸法が約2mm以下である、請求項14に記載の心筋層
    血管再生用の電気外科装置。
  18. 【請求項１８】目標部位の領域の心筋層組織の一部分の
    体積的除去により、前記目標部位の領域の心筋層組織へ
    の血液供給が回復する、請求項12に記載の心筋層血管再
    生用の電気外科装置。
  19. 【請求項１９】前記リターン電極は前記器具シャフトと
    分離して設けられる、請求項12に記載の心筋層血管再生
    用の電気外科装置。
  20. 【請求項２０】前記リターン電極が前記器具シャフト上
    に配置されており、前記活性電極から基部方向に凹んで
    位置する、請求項12に記載の心筋層血管再生用の電気外
    科装置。
  21. 【請求項２１】基端部部分と、先端部部分と、前記先端
    部部分に配置された活性電極とを有する器具シャフト
    と、 リターン電極と、 前記活性電極と前記リターン電極との間に電位差を与え
    るための高周波数電力供給装置と、 前記活性電極を前記高周波数電力供給装置に結合するた
    めの前記器具シャフト内のコネクタと、 前記活性電極と患者の心臓組織との間に導電性流体を供
    給するために、前記活性電極に隣接する開口を有する流
    体供給要素とを備え、前記流体供給要素が前記活性電極
    と前記リターン電極との間に電流経路を生成するように
    構成されている、患者の心臓組織の心筋層血管再生用の
    電気外科装置。
  22. 【請求項２２】基端部部分と、先端部部分と、前記先端
    部部分に配置された活性電極とを有すると共に、前記先
    端部部分が心臓壁の少なくとも一部分を通って形成され
    る血管再生用チャネルへの進行に適した大きさにされて
    いる器具シャフトと、 リターン電極と、 前記活性電極と前記リターン電極との間に電位差を与え
    るための高周波数電力供給装置と、 前記活性電極を前記高周波数電力供給装置に結合するた
    めの前記器具シャフト内のコネクタと、 血管再生用チャネルの端点を決定するために、前記器具
    シャフトに結合された案内装置とを備える、患者の心臓
    組織の心筋層血管再生用の電気外科装置。
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