JP4223103B2 - 操作可能なdmr用カテーテルのハンドル - Google Patents
操作可能なdmr用カテーテルのハンドル Download PDFInfo
- Publication number
- JP4223103B2 JP4223103B2 JP26900698A JP26900698A JP4223103B2 JP 4223103 B2 JP4223103 B2 JP 4223103B2 JP 26900698 A JP26900698 A JP 26900698A JP 26900698 A JP26900698 A JP 26900698A JP 4223103 B2 JP4223103 B2 JP 4223103B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- catheter
- tip
- distal end
- control handle
- end portion
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M25/00—Catheters; Hollow probes
- A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
- A61M25/0105—Steering means as part of the catheter or advancing means; Markers for positioning
- A61M25/0133—Tip steering devices
- A61M25/0147—Tip steering devices with movable mechanical means, e.g. pull wires
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/18—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves
- A61B18/20—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser
- A61B18/22—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor
- A61B18/24—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor with a catheter
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/1492—Probes or electrodes therefor having a flexible, catheter-like structure, e.g. for heart ablation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B17/00234—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery
- A61B2017/00238—Type of minimally invasive operation
- A61B2017/00243—Type of minimally invasive operation cardiac
- A61B2017/00247—Making holes in the wall of the heart, e.g. laser Myocardial revascularization
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
- A61B17/00234—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery
- A61B2017/00292—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery mounted on or guided by flexible, e.g. catheter-like, means
- A61B2017/003—Steerable
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00315—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for treatment of particular body parts
- A61B2018/00345—Vascular system
- A61B2018/00351—Heart
- A61B2018/00392—Transmyocardial revascularisation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
- A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
- A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
- A61B5/283—Invasive
- A61B5/287—Holders for multiple electrodes, e.g. electrode catheters for electrophysiological study [EPS]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
- A61M25/00—Catheters; Hollow probes
- A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
- A61M25/0105—Steering means as part of the catheter or advancing means; Markers for positioning
- A61M25/0133—Tip steering devices
- A61M25/0147—Tip steering devices with movable mechanical means, e.g. pull wires
- A61M2025/015—Details of the distal fixation of the movable mechanical means
Description
【発明の属する技術分野】
本発明は直接心筋脈管再生処理に特に有用な操作可能なカテーテルに関する。
【0002】
【従来の技術】
直接心筋脈管再生(DMR)は経皮心筋脈管再生とも称され、この技法によって、医者は虚血性心疾患組織と診断される心筋におけるチャネル(channels)を焼くことによって心筋梗塞の患者の治療を可能にしている。すなわち、チャネル部をレーザーで焼くことによって新しい脈管形成すなわち血管の形成が可能になる。
【0003】
幾つかの心筋脈管再生の手法が知られており、これらは心臓の筋肉を処理するためにレーザー装置による胸壁の切開を要する。しかしながら、これらの手法は極めて複雑な外科手術を必要とするために好適ではない。Aita他の米国特許第5,389,096号は患者の脈管内にカテーテルのような案内可能な細長いレーザー処理装置を挿入することによって経皮的に心筋脈管再生を行なうための処理方法を記載している。すなわち、カテーテルの先端部を脈管再生する心臓の領域に案内して、心臓の内壁にレーザーエネルギーを照射することにより、チャネル部を形成して心内膜から心筋に変化させる。
【0004】
当然ながら、DMR用カテーテルを使用する場合に、医者は、切除用カテーテルのような光ファイバーを有する他のカテーテルに比してより多くの制御と情報を必要とする。しかしながら、Aita他はこのDMR用カテーテルについて一般的に記載しているに過ぎない。そこで、本発明においては、Aita他において記載されるカテーテルに比して、医者に、より広範な制御と多量の情報取得を可能にする改善されたDMR用カテーテルについて検討した。
【0005】
【発明が解決しようとする課題】
従って、本発明は従来技術に比して、優れた制御操作性を有しかつ使用者に多量の情報を提供できるDMR用カテーテルを提供することを目的とする。
【0006】
【課題を解決するための手段】
本発明は虚血性心疾患組織を治療するために使用されるDMR手法において特に有用な操作可能なカテーテルを提供する。この操作可能なDMR用カテーテルはカテーテル本体部またはシャフトと、当該カテーテル本体部の先端に取り付けた先端部位と、当該カテーテル本体部の基端部に取り付けた制御ハンドルから構成されている。引張りワイヤが上記基端部における制御ハンドル内に取り付けられており、さらに、カテーテル本体部内の穴の中を上記先端部位における穴まで延出して当該先端部位の先端部またはその近くに取り付けられている。制御ハンドルを操作することによって先端部位の向きを変えることができる。さらに、レーザーエネルギーの伝達に適する光ファイバーが制御ハンドル、カテーテル本体部および先端部位を貫走しており、この光ファイバーの先端部は先端部位の先端面とほぼ同一面になっている。一方、光ファイバーの基端部は制御ハンドルから適当なコネクタに延出しており、このコネクタは当該光ファイバーをレーザーエネルギーの供給源に接続している。この光ファイバーはレーザーエネルギーを伝達して脈管再生を誘発するチャネル部すなわちめくら穴(blind holes)を心臓組織内に形成する。
【0007】
本発明の好ましい実施形態においては、上記DMR用カテーテルの先端部位は電磁センサーを備えている。この電磁センサーは先端部位からカテーテル本体部および制御ハンドルに延出するセンサーケーブルにより回路基板に接続している。好ましくは、この回路基板はハンドル内に収容されている。この回路基板からの信号はケーブルを介してコンピュータおよびモニターに伝達される。而して、上記電磁センサーは医者による心室の視覚的表現形成および心室内のセンサーすなわちカテーテル先端部の位置観察を可能にする。
【0008】
また、本発明の別の好ましい実施形態においては、DMR用カテーテルは先端電極と当該先端電極から基端部側に離間する1個以上の環状電極を備えている。各電極は電極リード線により接続されている。このリード線は先端部位、カテーテル本体部および制御ハンドルを貫走して適当なコネクタまで延出し、さらに、適当なモニターに接続されている。これらの先端および環状電極によって、心臓組織の電気的活性のマッピングが可能になる。本発明の特に好ましい実施形態においては、上記DMR用カテーテルは先端部位内の電磁センサーと先端電極と1個以上の環状電極を備えている。この組み合わせによって、医者は、先端および環状電極により、例えば、左心室等の特定の心室における心臓壁の電気的活性をマッピングすることが可能になり、また、電磁センサーにより、虚血性心疾患領域を決定すると同時に心臓内における先端部位の正確な位置を記録することが可能になって、モニター上に視覚的に表示される心室の三次元的表現が形成できる。虚血性心疾患領域がマッピングされると、先端部位がその領域に移動し、かつ、偏向して光ファイバーがその心臓の壁部に対してほぼ直角になり、レーザーエネルギーがその心臓組織に照射されて当該心臓組織内にチャネルが形成される。
【0009】
本発明の別の態様においては、上記光ファイバーは、好ましくはアルミニウム製の、保護ジャケットを備えている。この光ファイバーは制御ハンドルからカテーテル本体部を介して先端電極を担持する先端部位内に延出している。この先端部位においては、光ファイバーは先端電極内の光ファイバー用の穴の中を貫走し、この光ファイバーの先端部は先端電極の先端面と同一面内にある。上記アルミニウムジャケットは先端電極内を延出する光ファイバーから取り外される。この取り外しによって、アルミニウムジャケットの粒子が、特にレーザー伝達時に、心臓内に散入して発作を引き起こすことを回避する。また、この取り外しによって、レーザー伝達時に患者に致命的な高電圧を与えることになるアルミニウムジャケットと先端電極との間の電気的ショートが防止できる。
【0010】
本発明の別の態様においては、DMR用カテーテルはカテーテル本体部の基端部から当該カテーテル本体部の穴を介してその先端部位に延出する注入チューブを有する。この注入チューブの先端部は光ファイバー近傍の先端部位の先端部において開口しており、新脈管形成を誘発する薬物を含む流体がカテーテルを介して心臓組織に供給できるようになっている。好ましい実施形態においては、上記DMR用カテーテルは注入チューブと光ファイバー用の穴の近傍に注入通路を有する先端電極を備えている。上記注入チューブは先端電極内における上記注入通路に接続、好ましくは、挿入されており、当該注入チューブを通過する流体は先端電極内の注入通路に入りかつその中を流れて心臓の組織に至る。一方、上記注入チューブの基端部はルアハブ等の部材においてその終端部を有している。
【0011】
本発明のさらに別の態様においては、上記カテーテル本体部またはシャフトは改善された捩れ安定性を呈する構成を備えており、カテーテルの壁厚を最小化しつつ改善された先端制御を可能にする。このカテーテル本体部は単一の中央孔を備えており、編んだステンレススチールメッシュを埋め込んだポリウレタンまたはナイロン製の管状外壁部により形成されている。この外壁部の内面は、好ましくはポリイミド製等の、剛性賦与チューブにより内張りされている。すなわち、このポリイミド製剛性賦与チューブを使用することによって、改善された捩れ安定性を具現すると共にカテーテルの壁厚が最小化できる。これによって、中央孔の直径を最大にできる。このような構成は、光ファイバー、引張りワイヤ、電極リード線および電磁センサーケーブルの全てがカテーテル本体部の中央孔の中に延在する操作可能なDMR用カテーテルにおいて特に有用であるが、他の操作可能型カテーテル構成においても有用である。
【0012】
また、上記DMR用カテーテルの好ましい構成は上記ポリイミド剛性賦与チューブと先端部位との間に管状スペーサを備えている。このスペーサは剛性賦与チューブの材料(例えば、ポリイミド)よりも剛性は低いが、先端部位の材料(例えば、ポリウレタン)よりも高い剛性の材料によって形成されている。現在では、テフロン(Teflon(登録商標))が当該スペーサの材料として好ましい。
【0013】
上記カテーテルを構成する好ましい方法において、剛性賦与チューブはその先端部が上記管状スペーサに当接するまで管状外壁部内に挿入される。この時、剛性賦与チューブの基端部に力が加えられて、剛性賦与チューブは外壁部に接着剤等によって固定される。さらに、剛性賦与チューブの基端部に力を加えることによって、繰り返される先端部の偏向よる剛性賦与チューブと管状スペーサの間または当該スペーサと先端部位の間に間隙が形成されなくなる。
【0014】
剛性賦与チューブとスペーサから成る操作可能なカテーテルの構成において、引張りワイヤは、基端部が接着剤ジョイントによりカテーテル本体部の基端部に固定され、先端部が第2の接着剤ジョイントによりスペーサの先端位置における先端部位の基端部に固定される非圧縮性の圧縮コイル内を延出しているのが好ましい。この構成によって、先端部の偏向によるスペーサの圧縮が防げ、薄い壁のスペーサの使用が可能になる。
【0015】
本発明のさらに別の態様においては、カテーテルの先端部位を偏向するために操作できる制御ハンドルが備えられている。この制御ハンドルはカテーテル本体部に取り付けられている第1の部材と引張りワイヤに取り付けられている第1の部材に対して可能な第2の部材を有している。この構成において、第2の部材に対する第1の部材の動きにより先端部が偏向する。このハンドルは案内チューブを備えており、その中に上記光ファイバーが延在する。この案内チューブは上記第1または第2部材に固定されている。さらに、この案内チューブ内において、光ファイバーは当該第1および第2部材に対して長さ方向に移動可能である。
【0016】
【発明の実施の形態】
本発明の特に好ましい実施形態において、直接心筋再脈管形成(DMR)において使用するカテーテルが提供される。図1乃至図5に示すように、カテーテル10は基端部と先端部を有する細長いカテーテル本体部12と、カテーテル本体部12の先端部における先端部位14と、カテーテル本体部12の基端部における制御ハンドル16を備えている。
【0017】
さらに、図4乃至図7において、カテーテル本体部12は単一の中央または軸方向の穴18を有する細長い管状構造を有している。このカテーテル本体部12は柔軟性、すなわち、折り曲げ可能であるが、その長さ方向に沿ってほぼ非圧縮性を有している。なお、このカテーテル本体部12は図示以外の任意の適当な構成とすることができ、また、任意の適当な材料により形成できる。現在において好ましい構成はポリウレタンまたはナイロン製の外壁部22を備えている。この外壁部22は埋め込まれたステンレススチール等の編みメッシュから構成されていて、カテーテル本体部12の捩れに対する構造的維持力を高めており、制御ハンドル16が回転するとカテーテル10の先端部位が対応する方向に回転するようになっている。
【0018】
カテーテル本体部12の外径は限定する必要はないが、約8フレンチ(french)以下であるのが好ましい。同様に、外壁部22の厚さも限定する必要はない。この外壁部22の内面は剛性賦与チューブ20で内張りされており、当該チューブ20は任意の適当な材料、好ましくは、ポリイミドで形成できる。この剛性賦与チューブは外壁部22の長さ方向に沿って捩れ安定性を高めると共にカテーテルの厚さを最小にし、かつ、上記単一穴の直径を細大にする。この剛性賦与チューブ20の外径は外壁部22の内径と同じか僅かに小さい。ポリイミドによるチューブ化は、壁厚を極めて薄くできると同時に良好な型さが得られる点で、現在好まれている。この結果、強度や剛性を犠牲にすることなく、中央孔(穴)18の直径を最大にすることが可能になる。なお、ポリイミド材は折り曲げられた時に捩れやすいために剛性賦与チューブとして一般に使用されないものであるが、特にステンレススチールの編みメッシュを有するポリウレタンやナイロン等の外壁部22と組み合わせると、当該折り曲げ時のポリイミド剛性賦与チューブ20の性質がカテーテルの用途においてほとんど解消できる。
【0019】
特に好ましいカテーテルにおいては、外壁部22は約0.092インチの外径と0.063インチの内径を有し、ポリイミド剛性賦与チューブは約0.0615インチの外径と約0.052インチの内径を有している。
【0020】
図2および図3に示すように、先端部位14は3個の穴を有するチューブ19の短い部分から構成されている。チューブ19は適当な無毒性の材料で形成され、その材料はカテーテル本体部12よりも柔軟であることが好ましい。現在好まれている材料としては、編み込みポリウレタンすなわちステンレススチール編みメッシュを埋め込んだポリウレタンが挙げられる。先端部位14の外径は、カテーテル12の外径と同様に、約8フレンチ以下であるのが好ましい。また、上記穴の大きさは限定する必要がないが、特に好ましい実施形態においては、先端部位は約7フレンチ(0.092インチ)の外径を有しており、第1の穴30および第2の穴32は一般にほぼ同じ大きさで、直径が約0.022インチであり、第3の穴34は僅かに大きな直径で約0.036インチである。
【0021】
カテーテル本体部12を先端部位14に取り付けるための好ましい手段を図4に示す。先端部位14の基端部はカテーテル本体部12の外壁部22の内面を支持する外周ノッチ(切欠部)24を備えている。この先端部位14とカテーテル本体部12は接着剤等により接合している。図示の構成においては、スペーサ52がカテーテル本体部12内の剛性賦与チューブ20の先端部と先端部位14の基端部との間に配置されている。このスペーサ52は例えばポリウレタン等の先端部位14の材料よりも剛性が高く、例えばポリイミド等の剛性賦与チューブ20の材料と同程度の剛性の材料で形成されるのが好ましい。つまり、現在の所、スペーサはテフロン(Teflon(登録商標))で形成するのが好ましい。さらに、好ましいスペーサ52は約0.25インチ乃至約0.75インチの長さであり、より好ましくは、約0.5インチの長さである。また、このスペーサ52は剛性賦与チューブ20の外径および内径とほぼ同じ外形および内径を有するのが好ましい。このスペーサ52によって、カテーテル本体部12とカテーテル先端部14との接合部における柔軟性が変化し、これによって、当該カテーテル本体部12と先端部位14の接合部が折れや捩れを生じることなく滑らかに曲げられる。
【0022】
このスペーサ52は剛性賦与チューブ20により保持できる。逆に、剛性賦与チューブ20はカテーテル本体部12の基端部において接着剤ジョイント23および25により外壁部22に対して保持される。カテーテル本体部12の好ましい構成において、剛性賦与チューブ20の基端部に力を加えることにより、当該剛性賦与チューブ20の先端部がスペーサ52に強く当接してこれを押圧する。圧縮下において、例えばSuper Glue(登録商標)のような高速乾燥接着剤により、第1の接着ジョイントが剛性賦与チューブ20と外壁部22との間に形成される。その後、第2の接着剤ジョイントが、例えばポリウレタンのような低速乾燥でより強力な接着剤により、剛性賦与チューブ20と外壁部22との間に形成される。剛性賦与チューブ20とスペーサ58が圧縮下にあるカテーテル本体部12の構成において、剛性賦与チューブ20とスペーサ58の間およびスペーサ58と先端部位14の間の間隙形成が防げる点で有利である。つまり、このような圧縮状況がなければ、先端部を繰り返し偏向操作した後に上記の間隙が生じるからである。このような間隙はカテーテルの折れ目や折りたたみを生じてその回転性を損なうために望ましくない。
【0023】
カテーテル本体部12の単一穴18の中をリード線40、光ファイバー46、センサーケーブル74および圧縮コイル44が貫走しており、当該コイル44の中に引張りワイヤ42が延在している。単一穴18を有するカテーテル本体部は多孔形本体部よりも好ましい。その理由は、単一穴18の本体部はカテーテル10を回転する場合に先端部の制御がより良好に行なえるからである。また、単一穴18によって、リード線40、光ファイバー46、センサーケーブル74および圧縮コイル44により囲まれる引張りワイヤ42がカテーテル本体部内において浮遊状態にすることができる。逆に、このようなワイヤおよびケーブルが複数の穴において規制されると、ハンドル16の回転によりそれぞれエネルギーが蓄積されて、例えば、ハンドルが解法されると、カテーテル本体部12が回転して戻るようになり、また、ある曲面に沿って折れ曲がる場合に互いに押し合ってそれぞれが不所望な特性を呈するようになりやすい。
【0024】
引張りワイヤ42はその基端部が制御ハンドル16に、また、その先端部が先端部位14に取り付けられている。この引張りワイヤ42は好ましくはテフロン(Teflon(登録商標))等により被覆したステンレススチールまたはNitinol のような適当な金属材で形成されている。このような被覆によって引張りワイヤ42に潤滑性を与える。この引張りワイヤ42は好ましくは約0.006乃至約0.010インチの範囲の直径を有する。
【0025】
圧縮コイル44はカテーテル本体部12の基端部から先端部位14の基端部に延出している。この圧縮コイル44は任意の適当な金属材、好ましくは、ステンレススチールによって形成されている。さらに、圧縮コイル44は強固に巻かれていて良好な柔軟性すなわち折れ曲がり性と共に圧縮に対する耐性を示す。この圧縮コイル44の内径は好ましくは引張りワイヤ42の直径よりも僅かに大きい。例えば、引張りワイヤ42が約0.007インチの直径を有する場合に、圧縮コイル44は約0.008インチの内径を有するのが好ましい。引張りワイヤ42上にテフロン(Teflon(登録商標))を被覆することによって、圧縮コイル44内にワイヤ42が自由に摺動できるようになる。また、圧縮コイル44の外面はその長さ方向に沿って柔軟で非導電性のシース26により被覆されており、当該圧縮コイル44はリード線40、光ファイバー46またはセンサーケーブル74のいずれかとの間の接触も防いでいる。なお、非導電性シース26はポリイミドチューブにより形成するのが現在のところ好ましい。
【0026】
圧縮コイル44はその基端部が接着ジョイント29によりカテーテル本体部12における剛性賦与チューブ20の基端部に取り付けられており、その先端部が接着ジョイント50によりスペーサ52の先端位置における先端部位14に取り付けられている。これらの接着剤ジョイント29および50はポリウレタン接着剤等から構成されるのが好ましい。この接着剤はカテーテル本体部12の外面と単一穴18との間に設けられた穴を介して注射器のような手段により供給できる。さらに、この穴はカテーテル本体部12と剛性賦与チューブ20に永久的な穴を形成する程度に熱せられた例えば針のような手段により形成できる。その後、接着剤はその穴を介して圧縮コイル44の外部表面に送られ、その外周に広がって当該圧縮コイル44の全外周面に接着剤ジョイントを形成する。
【0027】
引張りワイヤ42は先端部位14の第2の穴32の中に延在している。この引張りワイヤ42は先端電極36またはカテーテル先端部位14の一側面に取り付けられている。図3および図4において、先端部位14の内部で接着剤ジョイント51の先端方向に圧縮コイルの巻き線47が長手方向に延出している。この延出した巻き線47は折り曲げ可能で圧縮可能であり、好ましくは、約0.5インチの長さで延出している。引張りワイヤ42はこの延出した巻き線47の中を貫走してプラスチック、好ましくは、テフロン(Teflon(登録商標))のシース81内に挿入されており、このシース81によって、先端部位14が偏向した時に、当該先端部位14の壁によって引張りワイヤ42が切断されるのを防いでいる。
【0028】
引張りワイヤ42の先端部は図3に示すように半田等によって先端電極36または先端部位14の側壁に取り付けられる。側壁部に取り付けられる場合は、図10乃至図12に示すように引張りワイヤ42の先端部に固定したアンカー80を備える実施形態が好ましい。このような実施形態においては、当該アンカーは例えば注射器管の短い部分の金属管82により形成されており、この金属管は引張りワイヤ42の先端部に例えばかしめることによって固定される。この金属管82は引張りワイヤ42の先端部から僅かに延びる部分を有している。ステンレススチールリボン等の小片により形成されたクロスピース84が当該チューブ82の先端部に直角に半田付けまたは溶接されており、動作時には平坦状になっている。これによりT形アンカー80が形成される。さらに、カテーテル先端部位14に切欠部86が形成されており、引張りワイヤ42を担持する第2の穴32内に開口している。アンカー80はこの切欠部86の中に配置されている。クロスピース84を形成するリボンの長さが第2の穴32内の開口部の直径よりも長いので、アンカー80は当該第2の穴32内に完全に引き込まれることはない。その後、この切欠部86はポリウレタン等でシールされて滑らかな表面になる。
【0029】
図2および図3において、先端電極36が先端部位14の先端部に配置されている。好ましくは、当該先端電極36はチューブ19の外径とほぼ同じ外径を有している。この先端電極36は、好ましくはポリエーテルエーテルケトン(PEEK)製のプラスチックハウジング21によりチューブ19に接続されている。先端電極36の基端部は外周に切欠部が形成されていてプラスチックハウジング21の先端部に嵌入して、当該ハウジング21にポリウレタン等の接着剤により結合されている。一方、プラスチックハウジング21の基端部は先端部位14のチューブ19の先端部にポリウレタン等の接着剤により結合している。
【0030】
さらに、プラスチックハウジング21の先端部には環状電極38が備えられている。この環状電極38はプラスチックハウジング21上を摺動して接着剤等により固定される。必要であれば、プラスチックハウジング21上または先端部位14の柔軟チューブ19上に付加的な環状電極を配置して使用できる。
【0031】
先端電極36および環状電極38はそれぞれ別々のリード線40に接続している。このリード線は先端部位14における第3の穴34からカテーテル本体部12および制御ハンドル16を介して入力ジャック(図示せず)におけるそれらの基端部に延出しており、この入力ジャックは的当なモニター(図示せず)に接続することができる。必要であれば、カテーテル本体部12、制御ハンドル16および先端部位14の基端部を貫走するリード線40の部分を保護チューブまたはシース内に収納または束ねることができる。
【0032】
リード線40は適当な従来手法により先端電極36および環状電極38に接続されている。好ましくは、リード線40の先端電極36への接続は図3に示すような溶接43により行なわれる。また、リード線40の環状電極38に対する接続はプラスチックハウジング21を介する小孔部を形成することにより行なわれるのが好ましい。このような穴は、例えば、針をプラスチックハウジング21に挿入してこの針を永久穴が形成できる程度に熱することにより形成できる。その後、リード線40はマイクロフック等を用いることによりその穴から引き出される。さらに、そのリード線40の端部の被覆材をはがして環状電極38の下側に半田付け若しくは溶接する。その後、この環状電極38は穴の上を摺動してポリウレタン等の接着剤で固定される。
【0033】
本発明の特に好ましい実施形態においては、先端電極36に温度感知手段が備えられており、必要に応じて、環状電極38にも設けられている。この場合、熱電対またはサーミスタ等の任意の従来の温度感知手段が使用できる。なお、図3においては、先端電極36用の好ましい温度感知手段はエナメルワイヤ対により形成した熱電対から成る。このワイヤ対の一方のワイヤは、例えば、熱電対の部品としてだけでなく電極リード線として使える番号40の銅線から成る銅線41である。また、当該ワイヤ対の他方のワイヤは、例えば、このワイヤ対を支持して補強する番号40の構造線から成る構造線45である。このワイヤ対におけるワイヤ41および45は、先端電極36に接触して半田付けまたは溶接される先端部分を除いて互いに電気的に絶縁されている。光ファイバー46の先端部近傍部位における先端電極36の温度をモニターすることが望ましいので、当該先端電極36におけるめくら穴を伴う熱電対は図示のようにめくら穴の先端部において先端電極36に固定されている。
【0034】
心臓組織にチャネル部を形成するためにレーザーエネルギーを供給するための光ファイバー46は制御ハンドル16およびカテーテル本体部12および先端部位14の第1の穴30の中を摺動自在に貫走している。本明細書における用語「チャネル(channels)」は経皮的心筋再脈管形成用のチャネルを意味し、当該チャネルはレーザー照射時に心臓組織において形成されるものである。なお、好ましいチャネルは約1.0ミリの直径で約5.0ミリまでの深さを有する。
【0035】
光ファイバー46の先端部は先端電極36における光ファイバー用の穴を通って接着剤等により先端電極36に固定されている。この光ファイバー46の先端部は先端電極の先端面と同一面を有する。また、光ファイバー46の基端部におけるコネクタ(図示せず)は当該光ファイバー46の基端部をレーザー(図示せず)に接続するために用いることができる。この場合、適当なレーザーを使用できる。現在において好ましいレーザーはShaplan Ho:YAG 2040 レーザーである。
【0036】
光ファイバー46はクォーツコア48、ドープ処理シリカ等により形成した金属被覆部および周囲ジャケット45を備えている。ジャケット45は、好ましくはアルミニウム等の適当な材料から形成できるが、ナイロンおよびポリイミドのような材料も使用できる。アルミニウムジャケット45は光ファイバー46の強度を最大にする点で好ましく、例えばカテーテル先端部14の偏向時における光ファイバーの折り曲げ時にクォーツコアが壊れないように保護する。
【0037】
光ファイバー46の先端部において、アルミニウムジャケット45はコア48から剥される。このことには二つの主たる理由がある。第1に、アルミニウムジャケット(または他の任意の種類のジャケット)が、特にレーザー伝送時に発作を引き起こす原因となる、心室内で散解することを防止する。第2に、アルミニウムジャケット45を先端電極36から電気的に絶縁するためである。このことによって、レーザー伝送時に患者に対して致命的な高電圧の影響を及ぼし得る短絡回路がジャケット45と先端電極36との間に生じなくなる。さらに、先端電極36内に位置する部分において、プラスチック、好ましくは、ポリイミドの保護チューブ47ジャケット45により被覆される光ファイバー46の部分を被覆している。この保護チューブ47はジャケット45と先端電極36との間の電気的接触を防いでいる。また、保護チューブ47はアルミニウムジャケット45の先端部から延出してコア48を支持する。しかしながら、この保護チューブ47はレーザー照射時に溶けてしまうので、光ファイバー46の先端部近くまで延出できない。この保護チューブ47は先端電極36に接着剤等により固定される。
【0038】
電磁センサー72が先端部位14の先端部内に収容されており、電磁センサーケーブル74を介して制御ハンドル16に接続されている。このケーブル74は先端部位14の第3の穴34からカテーテル本体部12を抜けて制御ハンドル16に延出している。電磁センサー74はプラスチック被覆のシース内に収容される多数のワイヤから構成されている。制御ハンドル16において、センサー74のワイヤは回路基板64に接続している。この回路基板64は電磁センサーから受け取った信号を増幅してコンピュータにより処理可能な形態でコンピュータに送る。カテーテルは単一用途のみに設計されているため、回路基板はカテーテル使用後はこの回路基板を不作動にするEPROMチップを備えている。すなわち、このことによって、カテーテルまたは少なくとも電磁センサーが2回使用されることを防止できる。この場合の適当な電磁センサーは、本明細書に参考文献として含まれる、例えば、米国特許第4,391,199号に記載されている。さらに、好ましい電磁マッピングセンサー72にはBiosense社(Israel国)により製造販売される商標名をNOGAとするものがある。電磁センサー72を使用するために、例えば、磁場を発生するためのコイルを収容するパッドを患者の下に置くことによって、生じる磁場の中に患者を配置する。さらに、基準電磁センサーを、例えば、背中にテープで留めるなどして、患者に固定し、第2の電磁センサーを収容するDMR用カテーテルを患者の心臓内に侵入させる。各センサーは3個の小コイルから構成されており、これらのコイルは磁場におけるそれぞれの位置を示す弱い電気信号を発生する。この結果、固定の基準センサーと心臓内の第2のセンサーの両方から生じる信号が増幅されコンピュータに伝送されて、当該コンピュータにより解析された後にモニター上に表示される。この方法により、基準センサーに対するカテーテルにおけるセンサーの正確な位置を確認して視覚的に表示できる。また、このセンサーによって、心筋収縮により生じるカテーテルの位置ずれまたは移動も検出できる。
【0039】
この技法を用いて、医者は心室を視覚的にマッピングすることができる。このマッピング処理はカテーテル先端部が心室に侵入して心臓壁に接触するまで行なわれる。さらに、この位置は記憶される。その後、カテーテル先端部は心臓壁に接触しながら別の位置に移動して、その位置が記憶される。
【0040】
電磁マッピングセンサー72は単独で使用可能であるが、好ましくは、先端電極36および環状電極38との組み合わせで使用する。すなわち、この電磁マッピングセンサー72と電極36および38を組み合わせることによって、医者は心室の形状、心臓の電気的活性およびカテーテルの移動を同時にマッピングすることができるので、虚血性心疾患組織の存在とその位置を認識できる。特に、電磁マッピングセンサー72は心臓における先端電極の正確な位置とカテーテルの移動をモニターするために使用される。さらに、先端電極36と環状電極38はその位置における電気的信号の強度をモニターするために使用される。つまり、健康な心臓組織は強い電気的信号と正常な移動の組み合わせにより認識され、死滅または病気の心臓組織は弱い電気的信号と異常な移動すなわち健康な組織の場合とは逆方向の移動との組み合わせによって認識される。さらに、虚血性心疾患、休眠または気絶状態の心臓組織は強い電気信号と異常な移動の組み合わせによって認識される。それゆえ、電磁マッピングセンサー72と先端および環状電極36および38との組み合わせがレーザー使用の可否と場所を決定する診断用カテーテルとして使用される。このようにして、虚血性組織の存在と場所が認定されると、DMR用カテーテルは光ファイバーが適正な方向、すなわち、その虚血性組織に対して直角になるように偏向し、レーザーエネルギーが例えば心臓収縮等の心臓の活動に同調して光ファイバーから照射されて当該虚血性組織内にチャネルが形成される。なお、このような技法は、本明細書に参考文献として含まれる、例えば、米国特許第5,554,152号、同第5,389,096号および同第5,380,316号に記載されている。さらに、この処理を繰り返して多数のチャネルを形成できる。
【0041】
上記方法において、電気生理学的電極と電磁センサーの両方をカテーテル先端部に備えることが好ましいが、これら両方を備えることが必要であるわけではない。例えば、電磁センサーを有するが電気生理学的電極を備えていないDMR用カテーテルを別のマッピングカテーテルシステムと組み合わせて使うこともできる。好ましいマッピングシステムは、Cordis Webster社のNOGA−STARカテーテルのような多数の電極と電磁センサーを備えるカテーテルと、同Cordis Webster社のBiosense−NOGAシステムのような上記電極と電磁センサーから受け取った信号をモニターして表示するための手段を備えている。
【0042】
電極リード線40、光ファイバー46および電磁センサーケーブル74は先端部位14の偏向時に壊れないようにカテーテル本体部内において長手方向に幾分移動可能に構成する必要がある。このような長手方向の移動を可能にするために、それらの配線は圧縮コイル44の先端部をカテーテル本体部12の内側に固定している接着剤ジョイント50を抜けるトンネルの中に備えられている。このトンネルは、好ましくはポリイミドチューブの短いセグメントにより形成される、伝送チューブ27により形成される。図4に示す実施形態においては、接着剤ジョイント50に対して2個の伝送チューブが備えられている。各伝送チューブはほぼ60ミリの長さで、約0.021インチの外径および約0.019インチの内径を有している。一方の伝送チューブ27にはリード線40と電磁センサーケーブル74が貫走しており、他方の伝送チューブ27には光ファイバー46が延在している。
【0043】
さらに、付加的な伝送チューブ29が先端部位14とカテーテル本体部12の間の接合部に配置されている。この伝送チューブには光ファイバー46が貫走している。この伝送チューブ29は先端部位14をカテーテル本体部12に接着する場合に形成される接着剤ジョイントを抜けるトンネルを構成する。なお、このような伝送チューブの数は必要に応じて変更可能である。
【0044】
先端部位14の偏向によるカテーテル本体部12に対する引張りワイヤ42の長手方向の移動は制御ハンドル16の適当な操作により行なえる。制御ハンドル16の先端部は引張りワイヤ42を操作するためのサム(親指)制御部56を有するピストン54を備えている。カテーテル本体部12の基端部はシュリンクスリーブ28によりピストン54に接続している。
【0045】
光ファイバー46、引張りワイヤ42、リード線40および電磁センサーケーブル74はこのピストン54の中を貫走している。引張りワイヤ42はピストン54の基端部側に位置するアンカーピン36に取り付けられている。また、リード線40および電磁センサーケーブル74は制御ハンドル16の基端面の近くに位置する第1のトンネル58の中に延在している。さらに、電磁センサーケーブル74は制御ハンドル16の基端部における回路基板64に接続しており、回路基板64はワイヤ80を介してコンピュータおよび画像処理モニター(図示せず)に接続している。
【0046】
光ファイバー46は、好ましくはポリウレタン製の、ガイドチューブ66から長手方向に移動可能に延出している。このポリウレタン製ガイドチューブ66は好ましくは接着剤ジョイント53によりピストン54に取り付けられている。このような構成によって、光ファイバー46の制御ハンドル16内における長手方向の移動が可能になり、ピストン54が引張りワイヤ42を操作するために作動しても壊れることはない。さらに、ピストン54内において、引張りワイヤ42は伝送チューブ27の中に配置されており、電磁センサーケーブル74およびリード線40は別の伝送チューブ27内に配置されて、これらの配線およびケーブルの接着剤ジョイント53近傍の長手方向の移動が可能になっている。
【0047】
さらに、光ファイバー46およびガイドチューブ66はアンカーピン36に対向する制御ハンドル16の面の近くに位置する第2のトンネル60の中を貫走している。光ファイバー46の不所望な折り曲げを回避するために、空間部62がピストン54と第2トンネル60の先端部との間に設けられている。好ましくは、この空間部62は少なくとも0.50インチの長さで、好ましくは、約0.60インチ乃至約0.90インチの長さである。
【0048】
制御ハンドル16の基端部においては、光ファイバー46とポリウレタン製ガイドチューブ66は、好ましくはテフロン(Teflon(登録商標))製の第2のより大きなプラスチックガイドチューブ68の中を貫走しており、これによって、当該ガイドチューブ66および光ファイバー46は長手方向に摺動自在に移動できる。この第2ガイドチューブ68は接着剤等により制御ハンドル16の内側に取り付けられて当該制御ハンドル16から基端部側に延出している。さらに、この第2ガイドチューブ68は、ガイドチューブ66および光ファイバー46が制御ハンドル16から出る時に、光ファイバー46を回路基板64との接触および鋭く折れ曲がることから保護している。
【0049】
本発明に従って構成された別のカテーテルにおいては、線維芽細胞成長因子(FGP)、脈管内皮成長因子(VEGP)、トロンボキサン−A2またはプロテインキナーゼ−Cのような薬物を含む流体を注入するための注入チューブ76が備えられている。これらの薬物は新しい脈管形成を開始し促進する。すなわち、FGPおよびVEGPは新しい血管の形成開始に直接作用する。また、トロンボキサン−A2およびプロテインキナーゼ−Cは新しい血管形成に直接作用する。これらは凝血塊形成時において血小板により放出され、FGFおよびVEGFを放出する特定レセプター部位を有する。
【0050】
他の注入可能な薬物としては、異物反応の影響を最小にして形成したチャネルの有効性を高めるものが含まれる。このような薬物としては、例えば、デキサメタゾンソジウムホスフェートおよびデキサメタゾンアセテート等の種々の形態のデキサメタゾンが挙げられ、線維症の形成につながる外傷および異物反応および形成したチャネルを閉じるコラーゲンカプセルに伴う炎症を抑える。
【0051】
さらに、他の薬物も必要に応じて注入可能である。また、塩水等も先端電極の温度制御のために注入できる。さらに、注入チューブ76を組織や流体サンプルの収集に使うこともできる。この注入チューブ76は適当な材料、好ましくはポリイミドチューブ、によって形成できる。
【0052】
図8および図9において、注入チューブ76を有するカテーテル10が示されている。このカテーテル10は上述のような単一穴のカテーテル本体部12と4個の穴を有するカテーテル先端部位14を備えている。先端部位に4個の穴を設けるために、カテーテルの直径を僅かに大きくする必要がある。注入チューブ76はカテーテル本体部12を介して先端部位14の4番目の穴77に延出している。さらに、この注入チューブ76の先端部は先端電極36の開口部および通路を抜けて接着剤等により先端電極36に固定されている。この先端電極36における通路は直線状でもよく、また、必要に応じて分岐状になっていてもよい。また、注入チューブ76は上述の実施形態における3個の穴の先端部位14の第1の穴30における光ファイバーに置き換えることが可能である。
【0053】
注入チューブ76の基端部は封止された開口部からカテーテルの側壁部に出てルアーハブのような端末部を有する。また、この注入チューブ76は制御ハンドルを貫通して当該ハンドルの基端部側においてルアーハブのような端末部を有していてもよい。このような構成によれば、脈管再形成を促進するための薬物を含む液体を心臓内の脈管再形成処理の正確な位置に注入することができる。
【0054】
図9に示す別の実施形態において、ガイドワイヤホール78が先端部位14の先端部に設けられている。このガイドワイヤホール78は先端電極36の側面からその先端部にわたって当該先端電極の長手軸に対して約30度の角度を成して延出している。このガイドワイヤホール78はガイドワイヤ(図示せず)を心臓内に導入することと、カテーテル10を心臓内の適当な位置に到達するまでそのガイドワイヤ上で移動することを可能にする。一般に、ガイドワイヤを心臓内に備えるためには、まず導入シースを心臓内に入れて、その導入シースからガイドワイヤを心臓に導入する。
【0055】
本発明に従う別の好ましい実施形態においては、先端部位の操作能力を高めるために2個以上の引張りワイヤが備えられている。このような実施形態においては、第2の引張りワイヤおよびそれを囲む第2の圧縮コイルがカテーテル本体部から先端部位における別々の軸ずれ穴の中に延出している。この引張りワイヤを受容する先端部位の穴は近接する四分円内に配置できる。さらに、第1の引張りワイヤは第2の引張りワイヤの取り付け位置の基端部側に取り付けられるのが好ましい。さらに、第2の引張りワイヤは先端電極または先端部位の先端部近傍の壁に取り付けることができる。
【0056】
圧縮コイルの先端部と先端部位における各引張りワイヤの取り付け部位との間の距離は引張りワイヤの方向における先端部位14の曲率を決定する。例えば、2本の引張りワイヤが圧縮コイルの先端部から異なる距離に取り付けられている構成によって、第1の平面内における長い範囲の曲線と当該第1の平面から90度の平面内における短い範囲の曲線、すなわち、偏向される前の先端部位の軸に概ね沿う一平面内における第1の曲線と当該第1の平面に好ましくは垂直の平面内における第1の曲線の先端側の第2の曲線が可能になる。このようなカテーテル先端部位14の高トルク特性は他方向における偏向を変形する一方向の偏向の傾向を減少する。
【0057】
上述の実施形態の別例として、上記引張りワイヤは先端部位内のほぼ対向する軸ずれ穴の中に延在する。そのような実施形態においては、各引張りワイヤは先端部位の長さ方向に沿う同一位置に取り付けることができる。この場合、対向する方向における先端部位の曲率が同じになり、先端部位はカテーテル本体部を回転することなくいずれの方向にも偏向することができる。
【0058】
制御ハンドル構成を含む多数の引張りワイヤから成る特に好ましいカテーテル構成が本明細書と同時出願で本明細書に参考文献として含まれるWilton W. Webster,Jr. を発明者とする全方向操作可能カテーテル(Omni-Directional Steerable Catheter)と題する係属中米国特許出願に開示されている。この出願は2個以上の引張りワイヤを操作に適する制御ハンドルを記載している。すなわち、記載されている制御ハンドルは電極リード線、電磁センサーケーブル、光ファイバーおよび注入チューブに適応できるように広がる中央通路を備えている。さらに、当該ハンドル部は、例えば、図5と同様の態様で電磁センサーに繋がる回路を収容するために構成されている。
【0059】
上記説明は現在において好ましいと思われる本発明の実施形態について行なった。本発明が関係する技術分野において熟達する者であれば、本発明の原理、精神および範囲に逸脱することなく上記構造の変形および変更を行なうことは可能である。従って、上記説明および添付図面による開示は本発明の完全かつ公正な範囲を限定するものではなく、当該範囲は本明細書中に記載する特許請求の範囲により規定されると解するべきである。
【0060】
本発明の具体的な実施態様は以下の通りである。
(A)外壁部と、基端部および先端部と、これらを貫通する少なくとも1個の穴を有するカテーテル本体部と、
基端部および先端部と、これらを貫通する少なくとも1個の穴を有する柔軟性チューブから成る先端部位とから成り、当該先端部位の基端部が前記カテーテル本体部の先端部に固定して取り付けられており、さらに、
前記カテーテル本体部の基端部に固定して取り付けられている第1の部材と、
当該第1の部材に対して可動な第2の部材と、
前記制御ハンドルの基端部から先端部にわたって当該制御ハンドル内に貫走する第1のガイドチューブとから成り、当該第1ガイドチューブが前記第1または第2の部材に固定して取り付けられている制御ハンドルと、
先端部および基端部を有する光ファイバーとから成り、当該光ファイバーが前記制御ハンドルにおける第1ガイドチューブ、前記カテーテル本体部における穴および前記先端部位における穴の中で所定の長さにおいて移動可能に延在しており、前記光ファイバーの先端部が前記先端部位の先端部とほぼ同一面になっており、さらに、
前記制御ハンドルから前記カテーテル本体部における穴を介して前記カテーテル先端部位における軸ずれ穴の中に延在する引張りワイヤから成り、当該引張りワイヤの先端部が前記先端部位の長さ方向に沿う一定の位置において当該先端部位に取り付けられており、当該引張りワイヤの基端部が前記制御ハンドルの第2部材に取り付けられている操作可能な直接心筋脈管再生用カテーテル。
(1)前記第1ガイドチューブが前記制御ハンドルの第1部材に固定して取り付けられている実施態様(A)に記載のカテーテル。
(2)前記第1ガイドチューブが前記制御ハンドルの第2部材に固定して取り付けられている実施態様(A)に記載のカテーテル。
(3)さらに、前記制御ハンドルの第2部材内に固定して取り付けられている第2のガイドチューブから成り、前記光ファイバーおよび前記第1ガイドチューブが当該第2ガイドチューブ内に所定の長さにおいて移動可能に延在する実施態様(1)に記載のカテーテル。
(4)前記制御ハンドルの第1部材が先端部および基端部と親指制御部を有するピストンから構成されている実施態様(A)に記載のカテーテル。
(5)前記第1ガイドチューブが前記ピストン内に固定して取り付けられている実施態様(4)に記載のカテーテル。
【0061】
(6)前記制御ハンドルの第2部材がアンカーピンから成り、前記引張りワイヤが当該アンカーピンに取り付けられている実施態様(A)に記載のカテーテル。
(7)前記第1ガイドチューブが前記アンカーピンに対向する前記制御ハンドルの側のトンネル内に延在しており、当該トンネルが先端部と基端部を有する実施態様(6)に記載のカテーテル。
(8)さらに、前記ピストンの基端部と前記トンネルの先端部との間に配置される間隙から成り、当該間隙が少なくとも0.50インチの長さを有する実施態様(7)に記載のカテーテル。
(9)前記間隙が約0.60インチ乃至約0.90インチの範囲の長さである実施態様(8)に記載のカテーテル。
(10)さらに、前記先端部位の先端部内に配置される電磁マッピングセンサーから成り、当該電磁マッピングセンサーがその位置を示す電気信号を生じる実施態様(A)に記載のカテーテル。
(11)さらに、前記電磁マッピングセンサーに電気的に接続されて前記先端部位の穴から前記カテーテル本体部の穴を介して前記制御ハンドルの中に貫走するセンサーケーブルから成り、当該センサーケーブルが前記制御ハンドル内に配置される回路基板に電気的に接続して前記電磁マッピングセンサーからの電気的信号を受け取る実施態様(10)に記載のカテーテル。
【0062】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、従来技術に比して、優れた制御操作性を有しかつ使用者に多量の情報を提供できるDMR用カテーテルが提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明のカテーテルの一実施形態の側断面図である。
【図2】本発明のカテーテルの一実施形態におけるカテーテル先端部位の側断面図であり、当該実施形態は3個の穴を有しており、電磁マッピングセンサーと光ファイバーの配置が示されている。
【図3】本発明のカテーテルの一実施形態におけるカテーテル先端部位の側断面図であり、当該実施形態は3個の穴を有しており、電磁マッピングセンサーと引張りワイヤの配置が示されている。
【図4】カテーテル本体部の側断面図であり、カテーテル本体部と先端部位との間の接合部を含む。
【図5】カテーテルハンドル部の側断面図である。
【図6】5−5線に沿うカテーテル先端部位の縦断面図であり、3個の穴を有する一実施形態を示している。
【図7】6−6線に沿うカテーテル本体部の縦断面図である。
【図8】カテーテル本体部の側断面図であり、注入チューブを示している。
【図9】カテーテル先端部位の縦断面図であり、注入チューブを有する別の実施形態を示している。
【図10】カテーテル先端部位の一部分の断面図であり、引張りワイヤを取りつけるための好ましい手段の一例を示している。
【図11】好ましい引張りワイヤアンカーの側断面図の一例である。
【図12】好ましい引張りワイヤアンカーの側断面図の一例である。
【符号の説明】
10 カテーテル
12 カテーテル本体部
14 先端部位
16 制御ハンドル
Claims (12)
- 操作可能な直接心筋脈管再生用カテーテルにおいて、
カテーテル本体部であって、外壁部、基端部および先端部、ならびに、このカテーテル本体部を貫通して延びる少なくとも1個の穴を有する、カテーテル本体部と、
柔軟性チューブを備える先端部位であって、
前記柔軟性チューブは、基端部および先端部、ならびに、この柔軟性チューブを貫通する少なくとも1個の穴を有し、
当該先端部位の基端部が、前記カテーテル本体部の先端部に固定して取り付けられている、
先端部位と、
制御ハンドルであって、
前記カテーテル本体部の基端部に固定して取り付けられている第1の部材、
当該第1の部材に対して長さ方向に可動な第2の部材、および、
前記制御ハンドルの基端部から先端部にわたって当該制御ハンドル内を通って延びている第1のガイドチューブであって、当該第1のガイドチューブが、前記第1の部材に固定して取り付けられている、第1のガイドチューブ、
を備える、制御ハンドルと、
先端部および基端部を有する、心臓組織にレーザーエネルギーを伝達するための光ファイバーであって、
当該光ファイバーが、前記制御ハンドルにおける前記第1のガイドチューブに通されることにより長さ方向に移動可能になっており、かつ前記カテーテル本体部における穴および前記先端部位における穴の中を通って延在しており、
前記光ファイバーの先端部が、前記先端部位の先端部とそろっている、
光ファイバーと、
前記制御ハンドルの前記第2の部材内に固定して取り付けられている第2のガイドチューブであって、前記光ファイバーおよび前記第1のガイドチューブが、当該第2のガイドチューブ内に長さ方向に移動可能に延在する、第2のガイドチューブと、
前記制御ハンドルから前記カテーテル本体部における穴を通って前記カテーテル先端部位における軸ずれ穴の中に延びている引張りワイヤであって、
当該引張りワイヤの先端部が、前記先端部位の長さに沿った位置において当該先端部位に取り付けられており、
当該引張りワイヤの基端部が、前記制御ハンドルの前記第2の部材に取り付けられている、
引張りワイヤと、
を具備し、
前記第1の部材に対して前記第2の部材を長さ方向に移動させると、前記引張りワイヤが前記カテーテル本体部に対して長さ方向に移動し、これにより、前記先端部位が偏向するようになっている、カテーテル。 - 請求項1に記載のカテーテルにおいて、
前記制御ハンドルの前記第1の部材が、先端部および基端部、ならびに親指制御部を有するピストンを備える、カテーテル。 - 請求項2に記載のカテーテルにおいて、
前記第1のガイドチューブが、前記ピストン内に固定して取り付けられている、カテーテル。 - 請求項1ないし3のいずれか1項に記載のカテーテルにおいて、
前記制御ハンドルの前記第2の部材が、前記第2の部材の一方の側面から挿入されたアンカーピンを備え、
前記引張りワイヤが、当該アンカーピンに取り付けられている、カテーテル。 - 請求項4に記載のカテーテルにおいて、
前記制御ハンドルの前記アンカーピンが挿入されたのとは反対側の前記第2の部材の側面に沿うように設けられたトンネル内に、前記第1のガイドチューブが延在しており、
当該トンネルが、先端部と基端部とを有する、カテーテル。 - 請求項5に記載のカテーテルにおいて、
前記ピストンの基端部と前記トンネルの先端部との間に設けられた間隙であって、当該間隙が、少なくとも0.50インチ(1.270mm)の長さを有する、間隙、
をさらに備える、カテーテル。 - 請求項6に記載のカテーテルにおいて、
前記間隙が、0.60インチ(1.524mm)〜0.90インチ(2.286mm)の範囲の長さを有する、カテーテル。 - 請求項1ないし7のいずれか1項に記載のカテーテルにおいて、
前記先端部位の先端部内に配置される電磁マッピングセンサーであって、当該電磁マッピングセンサーの位置を示す電気信号を生じる、電磁マッピングセンサー、
をさらに備える、カテーテル。 - 請求項8に記載のカテーテルにおいて、
前記電磁マッピングセンサーに電気的に接続されて、前記先端部位の穴から前記カテーテル本体部の穴を通って前記制御ハンドルの中に延びているセンサーケーブルであって、当該センサーケーブルは、前記制御ハンドル内に配置される回路基板に電気的に接続されて、前記電磁マッピングセンサーからの電気信号を受け取る、センサーケーブル、
をさらに備える、カテーテル。 - 請求項9に記載のカテーテルにおいて、
前記制御ハンドルの前記第1の部材の中に配置された、第1および第2の伝送チューブ、
をさらに備え、
前記センサーケーブルが、前記第1の伝送チューブを通って延びており、
前記引張りワイヤが、前記第2の伝送チューブを通って延びている、カテーテル。 - 請求項10に記載のカテーテルにおいて、
前記先端部位の先端部に取り付けられた、先端電極、
前記先端電極から基端部側に離間した、少なくとも1個の環状電極、および、
前記先端電極および前記環状電極のそれぞれに電気的に接続された、リード線、
をさらに備え、
前記リード線は、前記先端部位および前記カテーテル本体部を通って延びており、かつ前記制御ハンドルの中を前記第1の伝送チューブを通るように延びている、カテーテル。 - 請求項10または11に記載のカテーテルにおいて、
前記制御ハンドルの前記第2の部材において前記トンネルに並行するように設けられた、第2のトンネル、
をさらに備え、
前記センサーケーブルおよび前記リード線が、前記第2のトンネルを通って延びている、カテーテル。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US924341 | 1997-09-05 | ||
US08/924,341 US6027473A (en) | 1997-09-05 | 1997-09-05 | Handle for steerable DMR catheter |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH11188107A JPH11188107A (ja) | 1999-07-13 |
JP4223103B2 true JP4223103B2 (ja) | 2009-02-12 |
Family
ID=25450100
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP26900698A Expired - Fee Related JP4223103B2 (ja) | 1997-09-05 | 1998-09-07 | 操作可能なdmr用カテーテルのハンドル |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6027473A (ja) |
EP (1) | EP0900574B1 (ja) |
JP (1) | JP4223103B2 (ja) |
DE (1) | DE69827717T2 (ja) |
Families Citing this family (71)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6071274A (en) | 1996-12-19 | 2000-06-06 | Ep Technologies, Inc. | Loop structures for supporting multiple electrode elements |
US6690963B2 (en) | 1995-01-24 | 2004-02-10 | Biosense, Inc. | System for determining the location and orientation of an invasive medical instrument |
EP0888150B1 (en) | 1996-01-08 | 2004-03-24 | Biosense Inc. | Apparatus for myocardial revascularization |
US6443974B1 (en) * | 1996-07-28 | 2002-09-03 | Biosense, Inc. | Electromagnetic cardiac biostimulation |
US6203525B1 (en) * | 1996-12-19 | 2001-03-20 | Ep Technologies, Inc. | Catheterdistal assembly with pull wires |
US6332880B1 (en) | 1996-12-19 | 2001-12-25 | Ep Technologies, Inc. | Loop structures for supporting multiple electrode elements |
US6048329A (en) | 1996-12-19 | 2000-04-11 | Ep Technologies, Inc. | Catheter distal assembly with pull wires |
US6071279A (en) | 1996-12-19 | 2000-06-06 | Ep Technologies, Inc. | Branched structures for supporting multiple electrode elements |
AU741217B2 (en) | 1997-01-08 | 2001-11-29 | Biosense, Inc. | Monitoring of myocardial revascularization |
US6123725A (en) * | 1997-07-11 | 2000-09-26 | A-Med Systems, Inc. | Single port cardiac support apparatus |
DE69837826T2 (de) * | 1997-09-05 | 2008-01-31 | Biosense Webster, Inc., Diamond Bar | Steuerbarer Katheter zur Erkennung und Revaskularisierung myokardischeen ischämischen Geweben |
US6554794B1 (en) | 1997-09-24 | 2003-04-29 | Richard L. Mueller | Non-deforming deflectable multi-lumen catheter |
EP0904797A3 (en) | 1997-09-24 | 2000-08-09 | ECLIPSE SURGICAL TECHNOLOGIES, Inc. | Steerable catheter with tip alignment and surface contact detector |
US6063082A (en) | 1997-11-04 | 2000-05-16 | Scimed Life Systems, Inc. | Percutaneous myocardial revascularization basket delivery system and radiofrequency therapeutic device |
DE69838526T2 (de) | 1998-02-05 | 2008-07-03 | Biosense Webster, Inc., Diamond Bar | Gerät zum Freisetzen eines Medikaments im Herzen |
US20030113303A1 (en) * | 1998-02-05 | 2003-06-19 | Yitzhack Schwartz | Homing of embryonic stem cells to a target zone in tissue using active therapeutics or substances |
US7749215B1 (en) * | 1998-02-05 | 2010-07-06 | Biosense, Inc. | Intracardiac cell delivery and cell transplantation |
US20030129750A1 (en) * | 1998-02-05 | 2003-07-10 | Yitzhack Schwartz | Homing of donor cells to a target zone in tissue using active therapeutics or substances |
US6447504B1 (en) | 1998-07-02 | 2002-09-10 | Biosense, Inc. | System for treatment of heart tissue using viability map |
US6261304B1 (en) | 1998-09-10 | 2001-07-17 | Percardia, Inc. | Delivery methods for left ventricular conduit |
US6196230B1 (en) * | 1998-09-10 | 2001-03-06 | Percardia, Inc. | Stent delivery system and method of use |
US6217528B1 (en) | 1999-02-11 | 2001-04-17 | Scimed Life Systems, Inc. | Loop structure having improved tissue contact capability |
WO2001013812A1 (en) * | 1999-08-25 | 2001-03-01 | Cardiofocus, Inc. | Maneuverable optical fiber device for cardiac photoablation |
US6529756B1 (en) * | 1999-11-22 | 2003-03-04 | Scimed Life Systems, Inc. | Apparatus for mapping and coagulating soft tissue in or around body orifices |
US6613046B1 (en) | 1999-11-22 | 2003-09-02 | Scimed Life Systems, Inc. | Loop structures for supporting diagnostic and therapeutic elements in contact with body tissue |
US6542781B1 (en) | 1999-11-22 | 2003-04-01 | Scimed Life Systems, Inc. | Loop structures for supporting diagnostic and therapeutic elements in contact with body tissue |
US6645199B1 (en) * | 1999-11-22 | 2003-11-11 | Scimed Life Systems, Inc. | Loop structures for supporting diagnostic and therapeutic elements contact with body tissue and expandable push devices for use with same |
US6508802B1 (en) * | 2000-05-23 | 2003-01-21 | Cornell Research Foundation, Inc. | Remote sensing gene therapy delivery device and method of administering a therapeutic solution to a heart |
US6477396B1 (en) | 2000-07-07 | 2002-11-05 | Biosense Webster, Inc. | Mapping and ablation catheter |
US6926669B1 (en) * | 2000-10-10 | 2005-08-09 | Medtronic, Inc. | Heart wall ablation/mapping catheter and method |
US6530914B1 (en) * | 2000-10-24 | 2003-03-11 | Scimed Life Systems, Inc. | Deflectable tip guide in guide system |
US6979312B2 (en) * | 2001-04-12 | 2005-12-27 | Biotran Corporation, Inc. | Steerable sheath catheters |
US6652506B2 (en) | 2001-05-04 | 2003-11-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Self-locking handle for steering a single or multiple-profile catheter |
US6648875B2 (en) | 2001-05-04 | 2003-11-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Means for maintaining tension on a steering tendon in a steerable catheter |
US20030236493A1 (en) * | 2002-06-25 | 2003-12-25 | Medamicus, Inc. | Articulating handle for a deflectable catheter and method therefor |
US7819866B2 (en) | 2003-01-21 | 2010-10-26 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Ablation catheter and electrode |
US7101362B2 (en) * | 2003-07-02 | 2006-09-05 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Steerable and shapable catheter employing fluid force |
US7235070B2 (en) * | 2003-07-02 | 2007-06-26 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Ablation fluid manifold for ablation catheter |
US7179256B2 (en) * | 2003-10-24 | 2007-02-20 | Biosense Webster, Inc. | Catheter with ablation needle and mapping assembly |
US7717875B2 (en) * | 2004-07-20 | 2010-05-18 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Steerable catheter with hydraulic or pneumatic actuator |
US8583260B2 (en) | 2004-12-28 | 2013-11-12 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Long travel steerable catheter actuator |
US7691095B2 (en) | 2004-12-28 | 2010-04-06 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Bi-directional steerable catheter control handle |
US8858495B2 (en) | 2004-12-28 | 2014-10-14 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Five degree of freedom ultrasound catheter and catheter control handle |
US7591784B2 (en) | 2005-04-26 | 2009-09-22 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Bi-directional handle for a catheter |
US7819868B2 (en) * | 2005-06-21 | 2010-10-26 | St. Jude Medical, Atrial Fibrilation Division, Inc. | Ablation catheter with fluid distribution structures |
US8777929B2 (en) | 2005-06-28 | 2014-07-15 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Auto lock for catheter handle |
US7465288B2 (en) * | 2005-06-28 | 2008-12-16 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Actuation handle for a catheter |
AU2006311701B2 (en) * | 2005-11-08 | 2012-08-30 | Custom Medical Applications, Inc. | Reinforced catheter with articulated distal tip |
JP2009517608A (ja) * | 2005-11-23 | 2009-04-30 | ネオガイド システムズ, インコーポレイテッド | 操舵可能な装置用の非金属マルチストランド制御ケーブル |
JP2009519786A (ja) * | 2005-12-19 | 2009-05-21 | テックミン ピーティーワイ リミテッド | 誘導コイル検出 |
US9833595B2 (en) | 2005-12-30 | 2017-12-05 | Biosense Webster, Inc. | Dual-lever bi-directional handle |
US7774051B2 (en) * | 2006-05-17 | 2010-08-10 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | System and method for mapping electrophysiology information onto complex geometry |
US20070270679A1 (en) * | 2006-05-17 | 2007-11-22 | Duy Nguyen | Deflectable variable radius catheters |
EP2604309A1 (en) | 2006-05-19 | 2013-06-19 | Boston Scientific Limited | Control mechanism for steerable medical device |
WO2008039968A2 (en) * | 2006-09-28 | 2008-04-03 | The Research Foundation Of State University Of New York | Apparatus, system, kit and method for heart mapping |
US8444637B2 (en) | 2006-12-29 | 2013-05-21 | St. Jude Medical, Atrial Filbrillation Division, Inc. | Steerable ablation device |
US8137336B2 (en) | 2008-06-27 | 2012-03-20 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Steerable medical device |
US20090299352A1 (en) * | 2007-12-21 | 2009-12-03 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Steerable laser-energy delivery device |
US7780648B2 (en) | 2007-12-28 | 2010-08-24 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Controlling movement of distal portion of medical device |
US8048024B2 (en) | 2008-03-17 | 2011-11-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Steering mechanism |
US8048025B2 (en) * | 2008-07-07 | 2011-11-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Multi-plane motion control mechanism |
US8834357B2 (en) * | 2008-11-12 | 2014-09-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Steering mechanism |
US8808345B2 (en) * | 2008-12-31 | 2014-08-19 | Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. | Handle assemblies for intravascular treatment devices and associated systems and methods |
JP5507096B2 (ja) * | 2009-03-05 | 2014-05-28 | 株式会社フジクラ | 歯科用プローブの製造方法 |
US9795765B2 (en) | 2010-04-09 | 2017-10-24 | St. Jude Medical International Holding S.À R.L. | Variable stiffness steering mechanism for catheters |
US8906013B2 (en) | 2010-04-09 | 2014-12-09 | Endosense Sa | Control handle for a contact force ablation catheter |
JP5687534B2 (ja) * | 2011-03-18 | 2015-03-18 | 株式会社リバーセイコー | 体内診断装置の操作ハンドル装置 |
JP5787394B2 (ja) * | 2011-03-25 | 2015-09-30 | 日本ライフライン株式会社 | 先端偏向操作可能カテーテル |
US9855404B2 (en) | 2013-05-03 | 2018-01-02 | St. Jude Medical International Holding S.À R.L. | Dual bend radii steering catheter |
US10675443B2 (en) | 2016-03-07 | 2020-06-09 | St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. | Medical device including an actuator restraining assembly |
EP3695798A1 (en) * | 2019-02-13 | 2020-08-19 | National University of Ireland Galway | An ablation probe |
Family Cites Families (47)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US34502A (en) * | 1862-02-25 | Improvement in bakers ovens | ||
FR2463381B1 (fr) | 1979-08-10 | 1985-10-25 | Morin Lionel | Munitions a securite pour le tir de foire ou de salon |
US4662368A (en) * | 1983-06-13 | 1987-05-05 | Trimedyne Laser Systems, Inc. | Localized heat applying medical device |
US4913142A (en) * | 1985-03-22 | 1990-04-03 | Massachusetts Institute Of Technology | Catheter for laser angiosurgery |
US4967745A (en) * | 1987-04-10 | 1990-11-06 | Massachusetts Institute Of Technology | Multi-fiber plug for a laser catheter |
US4850351A (en) * | 1985-05-22 | 1989-07-25 | C. R. Bard, Inc. | Wire guided laser catheter |
US4917084A (en) * | 1985-07-31 | 1990-04-17 | C. R. Bard, Inc. | Infrared laser catheter system |
US4785815A (en) * | 1985-10-23 | 1988-11-22 | Cordis Corporation | Apparatus for locating and ablating cardiac conduction pathways |
US4834093A (en) * | 1986-02-03 | 1989-05-30 | Littleford Phillip O | Dilation catheter and method |
US4860743A (en) * | 1986-10-27 | 1989-08-29 | University Of Florida | Laser method and apparatus for the recanalization of vessels and the treatment of other cardiac conditions |
US4753223A (en) * | 1986-11-07 | 1988-06-28 | Bremer Paul W | System for controlling shape and direction of a catheter, cannula, electrode, endoscope or similar article |
US4790310A (en) * | 1987-02-04 | 1988-12-13 | Robert Ginsburg | Laser catheter having wide angle sweep |
DE3718139C1 (de) * | 1987-05-29 | 1988-12-08 | Strahlen Umweltforsch Gmbh | Herzkatheter |
US4844062A (en) * | 1987-10-23 | 1989-07-04 | Spectranetics Corporation | Rotating fiberoptic laser catheter assembly with eccentric lumen |
US4788975B1 (en) * | 1987-11-05 | 1999-03-02 | Trimedyne Inc | Control system and method for improved laser angioplasty |
US5242437A (en) * | 1988-06-10 | 1993-09-07 | Trimedyne Laser Systems, Inc. | Medical device applying localized high intensity light and heat, particularly for destruction of the endometrium |
US4890898A (en) * | 1988-08-18 | 1990-01-02 | Hgm Medical Laser Systems, Inc. | Composite microsize optical fiber-electric lead cable |
US4998916A (en) * | 1989-01-09 | 1991-03-12 | Hammerslag Julius G | Steerable medical device |
US5203772A (en) * | 1989-01-09 | 1993-04-20 | Pilot Cardiovascular Systems, Inc. | Steerable medical device |
US4993412A (en) * | 1989-08-02 | 1991-02-19 | Eclipse Surgical Technologies, Inc. | Method and apparatus for removal of obstructive substance from body channels |
US4997431A (en) * | 1989-08-30 | 1991-03-05 | Angeion Corporation | Catheter |
US5188634A (en) * | 1990-07-13 | 1993-02-23 | Trimedyne, Inc. | Rotatable laser probe with beveled tip |
US5111832A (en) * | 1990-07-24 | 1992-05-12 | Sanjeev Saksena | Processes for the control of tachyarrhythmias by in vivo laser ablation of human heart tissue |
US5125924A (en) * | 1990-09-24 | 1992-06-30 | Laser Engineering, Inc. | Heart-synchronized vacuum-assisted pulsed laser system and method |
US5125926A (en) * | 1990-09-24 | 1992-06-30 | Laser Engineering, Inc. | Heart-synchronized pulsed laser system |
US5383923A (en) * | 1990-10-20 | 1995-01-24 | Webster Laboratories, Inc. | Steerable catheter having puller wire with shape memory |
US5505725A (en) * | 1990-10-30 | 1996-04-09 | Cardiogenesis Corporation | Shapeable optical fiber apparatus |
US5389096A (en) * | 1990-12-18 | 1995-02-14 | Advanced Cardiovascular Systems | System and method for percutaneous myocardial revascularization |
US5380316A (en) * | 1990-12-18 | 1995-01-10 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method for intra-operative myocardial device revascularization |
NZ272209A (en) * | 1991-05-01 | 2001-02-23 | Univ Columbia | Myocardial revascularisation of the heart by a laser |
WO1993015676A1 (en) * | 1992-02-05 | 1993-08-19 | Angelase, Inc. | Laser catheter with movable integral fixation wire |
US5281212A (en) * | 1992-02-18 | 1994-01-25 | Angeion Corporation | Laser catheter with monitor and dissolvable tip |
EP0587859A4 (en) * | 1992-03-18 | 1995-02-22 | Spectranetics Corp | OPTICAL FIBER CATHETER WITH ROTATING END PIECE. |
US5263952A (en) * | 1992-03-25 | 1993-11-23 | Spectranetics | Two-piece tip for fiber optic catheter |
US5318525A (en) * | 1992-04-10 | 1994-06-07 | Medtronic Cardiorhythm | Steerable electrode catheter |
WO1994002077A2 (en) * | 1992-07-15 | 1994-02-03 | Angelase, Inc. | Ablation catheter system |
EP0597195B1 (en) * | 1992-08-18 | 1999-07-21 | The Spectranetics Corporation | Fiber optic guide wire |
US5549542A (en) * | 1992-11-17 | 1996-08-27 | Life Medical Technologies, Inc. | Deflectable endoscope |
US5439000A (en) * | 1992-11-18 | 1995-08-08 | Spectrascience, Inc. | Method of diagnosing tissue with guidewire |
US5368564A (en) * | 1992-12-23 | 1994-11-29 | Angeion Corporation | Steerable catheter |
US5462544A (en) * | 1993-05-05 | 1995-10-31 | Energy Life System Corporation | Continuous heart tissue mapping and lasing catheter |
US5431168A (en) * | 1993-08-23 | 1995-07-11 | Cordis-Webster, Inc. | Steerable open-lumen catheter |
US5358479A (en) * | 1993-12-06 | 1994-10-25 | Electro-Catheter Corporation | Multiform twistable tip deflectable catheter |
US5591159A (en) * | 1994-11-09 | 1997-01-07 | Taheri; Syde A. | Transcavitary myocardial perfusion apparatus |
JP2001527429A (ja) * | 1995-05-10 | 2001-12-25 | イクリプス サージカル テクノロジーズ インコーポレイテッド | 心臓組織の治療診断装置及び方法 |
US5656030A (en) * | 1995-05-22 | 1997-08-12 | Boston Scientific Corporation | Bidirectional steerable catheter with deflectable distal tip |
JP3782113B2 (ja) * | 1995-06-12 | 2006-06-07 | コーディス ウェブスター,インコーポレイティド | 電磁式ガイダンスセンサを備えたカテーテル |
-
1997
- 1997-09-05 US US08/924,341 patent/US6027473A/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-09-04 EP EP98307122A patent/EP0900574B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-09-04 DE DE69827717T patent/DE69827717T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1998-09-07 JP JP26900698A patent/JP4223103B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE69827717D1 (de) | 2004-12-30 |
DE69827717T2 (de) | 2005-11-24 |
US6027473A (en) | 2000-02-22 |
EP0900574A1 (en) | 1999-03-10 |
JPH11188107A (ja) | 1999-07-13 |
EP0900574B1 (en) | 2004-11-24 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4223103B2 (ja) | 操作可能なdmr用カテーテルのハンドル | |
JP4226117B2 (ja) | 操作可能で偏向可能な改善された柔軟性を有するカテーテル | |
JP4209004B2 (ja) | 虚血性心筋組織を脈管再生する操作可能で偏向可能なカテーテル | |
JP4223102B2 (ja) | 注入チューブを備える操作可能なdmr用カテーテル | |
JP4194692B2 (ja) | 操作可能な直接心筋脈管再生用カテーテル | |
US6024739A (en) | Method for detecting and revascularizing ischemic myocardial tissue | |
JP4541424B2 (ja) | 治療用および診断用の薬剤注射用カテーテル | |
JP4447073B2 (ja) | 多素子先端電極マッピングカテーテル | |
JP4754584B2 (ja) | 灌注可能な先端部を有するカテーテル | |
JP4209018B2 (ja) | カテーテル | |
JP4118423B2 (ja) | カテーテル | |
US6165164A (en) | Catheter for injecting therapeutic and diagnostic agents | |
JP4209003B2 (ja) | 高い捩れ剛性を有する薄壁形カテーテル | |
JP4566390B2 (ja) | 注入カテーテル | |
US20010009986A1 (en) | Steerable catheter for detecting and revascularizing ischemic myocardial tissue |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050816 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20070710 |
|
A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20071010 |
|
A602 | Written permission of extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602 Effective date: 20071015 |
|
RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20071120 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080110 |
|
A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20080311 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080605 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080805 |
|
A911 | Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911 Effective date: 20080910 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20081007 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20081010 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20081111 |
|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20081119 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111128 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111128 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121128 Year of fee payment: 4 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |