JP6694123B2 - アブレーションされた組織を視覚化するシステム - Google Patents

Description

関連出願

本件出願は、２０１２年９月２２日に出願された米国特許出願の優先権の利益主張するものである。前記米国特許出願は、２０１２年９月２２日に出願された米国特許出願Ｎｏ．１３／６２４，８９９号の一部継続出願で、２０１１年９月２２日に出願された米国仮出願Ｎｏ．６１／５３７，７９８号の優先権の利益を主張するものである。そして、以上の出願のすべての内容が本件特許出願に引用によって組み込まれている。

政府支援の表示

本件特許出願は、米国国立衛生研究所によって与えられた許諾／契約Ｎｏ．Ｒ０１ＨＬ０９５８２８に基づく政府の支援を受けたものである。米国政府は、本件発明について所定の権利を保有する。

本件特許出願に開示された実施例は、組織のアブレーション（切除）と視覚化のための方法とシステムに関する。

実施例は、心房細動（不整脈の一種）ＡＦの治療中に使用される技術に関する。心房細動は、現在２００万人もの人が患っている、最も一般的な持続性不整脈である。心房細動は、増大する死亡率、疾病率、生活の質の悪化に関連しており、独立した脳卒中の危険因子である。進展する心房細動の大きな生涯リスクは病気の健康保険負担を増加するもので、米国だけでも年間治療費は７０億ドル以上に達している。

心房細動を患った患者の８５％の発作は肺静脈（ＰＶ）に伸びる筋肉スリーブ内部から生じる局所的な電気的活動によって引き起こされる、ことが知られている。心房細動はまた、上大静脈又はその他の心房構造内での局所的活動によって引き起こされる。これらの局部的な要因は、リエントリー性電気的活動とロータによってもたらされる心房性頻脈を招き、心房細動の特性を示す多くの電気的小波に分散する。長期の心房細動は、膜イオンチャンネルにおける機能的変化及びイオンチャンネル式における変化を生じる。これらの変化は、心房細動を持続させる。

無線周波数（ＲＦ）アブレーションは、心房及び心室のリズムの乱れを直すための効果的な治療である。米国では年間にほぼ１００，０００回ものＲＦアブレーション手術が、不整脈を治療するために行われている。ＲＦアブレーションは、隣接する健康な心筋及び冠状血管の多くを損傷することなく、リエントラント経路及び／又は異常異所性座の主要素を治療するものである。アブレーションはまた、冷凍アブレーション及びレーザガイドアブレーションシステムでも行われる。

ＲＦアブレーション手術を行うために、カテーテルが心臓に挿入され、その先端が心房に案内される。経中隔穿刺がなされ、右心房から左心房に回り、そこでアブレーションが行われる。次に、カテーテルは高エネルギーＲＦ電気パルスを発し、これが心房組織を損傷し、異常信号を遮る傷跡組織を形成する。心房細動の最も一般的なＲＦアブレーション治療は、各肺静脈の口の周囲に円形にアブレーション損傷を生じる。この損傷は、電気的に肺静脈を孤立させて局所的な変化が左心室に及ぶのを防止する。ＲＦ損傷はまた、最小侵襲性又は心臓切開手術中に心外膜になされる。

ＲＦアブレーション傷は、単なるＲＦエネルギーが伝わったことによるものでなく、多くの要因（カテーテルチップと組織との間の接触、心筋の厚さ、血流の程度、脂肪の存在）に依存する。現在、生体構造を確定するために、３Ｄマッピングシステム（ＣＡＲＴＯ、ＮＡＶＥＸ）として知られている代用品を使用している。その代用比因は、１又は２ｃｍだけずれている。現在の電子解剖マッピングシステムは、カテーテル先端の物理的位置を主にマッピングするが、アブレーションによって生じた細胞の傷まではマッピングできない。したがって、今日まで、ＲＦアブレーション傷は、影響を受けた組織の生理学的状態に関するいかなる情報もなく生成されていた。アブレーション傷間の興奮性組織の隙間が直接不整脈の再発に直接関係していることを考えれば問題であった。アブレーションによって生じた組織傷をリアルタイムに監視することは、現在のアブレーション法を大きく制限するものである。

不完全傷の問題を解消するため、２つの主要な方法が提案されている。最初の方法は、アブレーション装置を改善することで、それには多極線形カテーテル、レーザを使ったバルーン技術、高密度焦点式超音波、及び圧力センサ付ＲＦカテーテルの開発が含まれる。

第２の方法は、アブレーション手術中にＲＦアブレーション傷を視覚化することである。そのような視覚化は、損傷した組織の化学的及び／又は物理的特性の急激な変化を利用するものである。具体的に、現在視覚化するために提案されているものは染料を使用する必要があり、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）、断層映像法（ＣＴ）、及び分光法を含む。

これらの全ての方法は、隙間の領域を予想するために代用品を使用するもので、いずれもリアルタイムに直接視覚化する技術を備えていない。現在のすべての技術を用いても、最初の手術後に肺静脈再発が９４％の患者に発生している。アブレーション手術後の心房細動は、隙間部位における肺静脈再結合によって、常に８０〜９０％の割合で発生している。

損傷した組織を視覚化するためのシステムと方法をここに開示する。

ここで説明する幾つかの形態によれば、組織を撮影するシステムが提供されており、該システムは、末端部と基端部を有するカテーテルと、カテーテルの末端部近傍に配置された膨張可能なバルーンと、カテーテルの末端部からバルーンに伸びる光学ハウジングとを有し、光学ハウジングは、バルーンの内部に、バルーン外側の組織を照明する光源と、照明組織を撮影するカメラを配置するように構成されている。

ここで説明する幾つかの形態によれば、組織を撮影するシステムが提供されており、該システムは、末端部と基端部を有するカテーテルと、カテーテルの末端部近傍に配置された膨張可能なバルーンと、カテーテルの末端部からバルーン内に伸びる光学ハウジングと、バルーン内の光源と、バルーン内のカメラとを有し、光源は光学ハウジングに支持されて、組織内の天然還元型ニコチンアミド・アデニン・ヌクレオチド（ＡＤＨ）又は還元型ンアミド・アデニン・ヌクレオチド（ＮＡＤＨ）を励起するように構成されており、カメラは光学ハウジングに支持されており、光源によって照明された組織を撮影するように構成されている。

ここで説明する幾つかの形態によれば、組織を撮影するシステムが提供されており、該システムは、末端部と基端部とを有するカテーテルと、カテーテルの末端部近傍で血液を流体に置き換えるかん流ポートと、カテーテルの末端部から伸びる光学ハウジングとを有し、光学ハウジングは、組織を照明する発光ダイオード光源と、照明された組織を撮影するために光学画像を電子信号に変換する複数の撮像センサを含む視覚化装置を支持する。

ここで説明する幾つかの形態によれば、組織を撮影するシステムが提供されており、該システムは、血液を動かして光を送ることができる流体を注入するシースと、シース内に配置されたカテーテルと、末端部と基端部とを有するカテーテルと、カテーテルの末端部から伸びる光学ハウジングとを有し、光学ハウジングは、組織を照明する発光ダイオード光源と照明された組織を撮影するために光学画像を電子信号に変換する複数の撮像センサを支持するように構成されている。

ここで説明する幾つかの形態によれば、組織を撮影する方法が提供されており、該方法は、カテーテルの末端部近傍に配置された膨張可能なバルーンと前記カテーテルの末端からバルーン内に伸びて光源とカメラをバルーン内に位置させる光学ハウジングとを有するカテーテルを組織に向けて前進させる工程と、組織をアブレーションする工程と、光源を用いて、アブレーションによって治療された組織と周辺組織を含む組織領域を照明し、該組織領域のＮＡＤＨを励起する工程と、撮像装置を用いて、前記組織領域のＮＡＤＨ蛍光を検出して該組織領域を撮影する工程と、照明されて撮影された組織の表示を作成する工程を含み、アブレーションされた組織を示す表示は、アブレーションされていない組織よりも弱い蛍光を有するものとして表す。

ここで開示する実施例はまた、添付図面を参照して説明する。複数の図において、同一の構成は同一の符号を付す。図面は必ずしも実際の大きさを表すものでなく、開示した実施例の原理を示すために誇張して示されている。

図１Ａは、本発明の開示に係る例示的なシステムのブロック図である。

図１Ｂは、本開示に係る例示的なシステムに使用されるカテーテルの実施例を示す。

図１Ｃは、本開示に係る例示的なシステムに使用されるカテーテルの実施例の先端を示す。

図１Ｄは、本開示に係る例示的なシステムに使用されるカテーテルの実施例の基端を示す。

図２Ａは、本開示に係る例示的なシステムのブロック図である。

図２Ｂは、図２Ａに示す例示的なシステムに関連して使用されるフィルタボックスの実施例を示す。

図３は、本開示に係る例示的な方法のフロー図である。

図４Ａは、心外膜面上に傷を付けるために所定場所にあるＲＦアブレーションプローブを示す。

図４Ｂは、血液のないラットの心臓で行われた標準ＲＦアブレーションプロトコル後の典型的傷の外観を示す。

ｆＮＡＤＨ映像によって明らかにされた、血液のない心臓における２つの明確なＲＦアブレーション傷の外観を示す。

生体染色組織でＴＴＣ染色した後の同じ２つのＲＦアブレーション傷の外観を示す（白色細胞−壊死、赤−生存）。

図４Ｅは、ＴＴＣ染色された心臓をスライスしたもので、二つの異なるパワー設定で用いて反対側の心外膜面上に儲けた２つの傷の深さを示す。

図５Ａは、ｆＮＡＤＨ感受性チャンネル上で見た、時間と共に傷が安定する状態を示す。

図５Ｂは、延命手術から２ヶ月のちの、ラットの切除心臓の心外膜上の無線周波数アブレーション傷の、ｆＮＡＤＨ感受性チャンネル上で見た画像を示す。

図６Ａは、ｆＮＡＤＨ感受性チャンネル上で見たＲＦ傷の大きさとＴＴＣ染色後のそれとを比較を示す。 図６Ｂは、ｆＮＡＤＨ感受性チャンネル上で見たＲＦ傷の大きさとＴＴＣ染色後のそれとを比較を示す。 図６Ｃは、ｆＮＡＤＨ感受性チャンネル上で見たＲＦ傷の大きさとＴＴＣ染色後のそれとを比較を示す。

図７Ａは、電圧感受性染料とｆＮＡＤＨを用いた、心外膜のデュアル画像からのデータに基づいて２つのＲＦ傷の間のリエントリーの発生を示す。リエントリーの形成は、２つのＲＦ間の狭部を伝播する電気波形として起こる。 図７Ｂは、電圧感受性染料とｆＮＡＤＨを用いた、心外膜のデュアル画像からのデータに基づいて２つのＲＦ傷の間のリエントリーの発生を示す。 図７Ｃは、電圧感受性染料とｆＮＡＤＨを用いた、心外膜のデュアル画像からのデータに基づいて２つのＲＦ傷の間のリエントリーの発生を示す。

図８Ａは、ｆＮＡＤＨと、２つのＲＦ傷の間の狭部を横断する電気的活動を説明する図である。 図８Ｂは、ｆＮＡＤＨと、２つのＲＦ傷の間の狭部を横断する電気的活動を説明する図である。 図８Ｃは、ｆＮＡＤＨと、２つのＲＦ傷の間の狭部を横断する電気的活動を説明する図である。 図８Ｄは、ｆＮＡＤＨと、２つのＲＦ傷の間の狭部を横断する電気的活動を説明する図である。

図９Ａは、アブレーション領域内のＲＨ２３７リテンションを示す。 図９Ｂは、アブレーション領域内のＲＨ２３７リテンションを示す。 図９Ｃは、アブレーション領域内のＲＨ２３７リテンションを示す。 図９Ｄは、アブレーション領域内のＲＨ２３７リテンションを示す。

図１０Ａは、ＮＡＤＨに比較して、ＲＦアブレーション手術後のＲＦ２３７リテンションを示す。 図１０Ｃは、ラットの心臓で行ったＲＦアブレーションを示す。 図１０Ｃは、ラットの心臓で行ったＲＦアブレーションを示す。 図１０Ｄは、うさぎの心臓で行ったＲＦアブレーションを示す。

図１１Ａは、血液環流された開胸動物におけるＲＦアブレーション傷を可視化した図である。 図１１Ｂは、血液環流された開胸動物におけるＲＦアブレーション傷を可視化した図である。 図１１Ｃは、血液環流された開胸動物におけるＲＦアブレーション傷を可視化した図である。 図１１Ｄでは、アブレーション傷は、蛍光体の欠乏によって識別されており、組織（図面の中央部）が暗く表れており、虚血性又は損傷組織はハロー型外観をもって明るくなっている。

図１２は、肺静脈近傍の血液かん流されたイヌの左心房組織上の心臓内面上のアブレーション傷の画像である。

図１３は、冷凍アブレーション後の、血液のないラット心臓の心外膜面のアブレーション傷の画像である。

図１４は、無線周波数アブレーションを用いて激しくアブレーションされたねずみの血液かん流肝臓におけるｆＮＡＤＨを示す。

図１５は、標準カテーテルの右側の２Ｄ画像と、３Ｄマッピングシステムに統合された３Ｄの再構成である。コンピュータシステムとプログラムが、ＮＡＤＨ蛍光の２D画像を３Ｄ画像（表示されているように、心房組織上に重ねられたもの）に変換するために使用される。

図１６は、本開示のバルーンカテーテルアセンブリの実施例の図である。

図１７は、バルーンを省略した、本発明の開示のバルーンカテーテルアセンブリの実施例の図である。

図１８は、本発明の実施例に係るカテーテルに挿入された実施例の光学ハウジングの図である。

図１９は、本開示の光学ハウジングの非限定的実施例を示す。 図２０は、本開示の光学ハウジングの非限定的実施例を示す。 図２１は、本開示の光学ハウジングの非限定的実施例を示す。

上記図面はここに開示された実施例を記載したものであるが、以下に説明するように、その他の実施例も考えられる。本開示は、代表的であるが限定的でない実施例を示す。数多くの変形例及び実施例が当業者によって考案され、それらは実施例に開示された原理の範囲及び精神の範囲に属するものである。

発明の詳細な説明

本開示の例示的実施例は、アブレーション手術中にＲＦアブレーション傷を視覚化するシステムと方法に関する。心房細動（ＡＦ）を治療するシステムと方法が提供される。

心房細動（ＡＦ）を治療するシステム、カテーテル、方法が提供される。ＵＶ照明源とＵＶファイバを備えたバルーン案内式カテーテル、蛍光カメラ又は撮像バンドル、及びＮＡＤＨ蛍光を検出するための光学式バンドパスフィルタを用いて、切除された領域と切除されていない領域を特定するために、心臓組織における内因的ＮＡＤＨ（ｆＮＡＤＨ）の蛍光が画像化される。ｆＮＡＤＨ撮像を用いて切除された領域の間の隙間が特定されるとともに、その隙間が切除される。アブレーション手術中に撮像が行われる。そのアブレーション（切除）手術は、造影剤、トレーサ、又は染料などの化学物質を必要としない。

幾つかの実施例では、紫外線を用いて組織が照明するために本開示のシステムが利用される。また、切除領域と非切除領域を識別するために、内因性ＮＡＤＨ（ｆＮＡＤＨ）の蛍光が撮像される。紫外線と組織のｆＮＡＤＨの撮像が、例えば、カテーテルの先端に配置されたデュアル式ＵＶ励起/発信型光ファイバ導波管を使って行われる。本開示の方法とシステムは、追加の染料や染色剤を必要としない。また、本開示の方法とシステムは、最初の手術が終わった後に追加の侵襲的アブレーション手術を必要としないように、アブレーション中に撮像が行われる。本開示の方法とシステムを使用ことにより、完全にアブレーションされた場所では完全に暗い領域が得られ、これにより、健康な組織に対する好対照を提供することによってアブレーションされた領域を検出する能力が高まるし、アブレーションされた組織と健康な組織との間の境界領域に更なるコントラストを提供する。この境界領域が浮腫性及び虚血性の組織で、そこでは撮像時にＮＡＤＨ蛍光が明白色になる。境界領域は、切除された中央組織の周囲にハロー（halo）現象となって現れる。

本開示の例示的実施例によれば、切除された組織と該切除された組織の周囲の組織が、低強度紫外線光の照明を利用した内因性ＮＡＤＨ（ｆＮＡＤＨ）の蛍光を用いて撮像される。ＮＡＤＨはコエンザイムであって、無傷細胞内に存在し、特に心臓筋肉細胞内に豊富である。ＮＡＤＨは一旦損傷細胞のミトコンドリアから解放されると、及び/又は、酸化ＮＡＤ+形式に変わると、心筋細胞ｆＮＡＤＨが著しく減少する。これにより、アブレーションに由来する筋肉の損傷が隙間を目立たせ、不完全な心外膜の傷を示す。

現在、アブレーションは、アブレーションされた組織の生理学的機能に関する有意なリアルタイム情報もなく、行われている。焦点源の電気的分離がアブレーション効率の唯一の指標である。この方法には主に２つの課題がある。第１の課題は、手術中に傷の大きさが測れない、ということである。第２の課題は、電気的分離の原因が判断できない、ということである。例えば、電気的分離は心臓筋肉の損傷から生じるが、それはまた可逆的に損傷した細胞における機能的変化及び一時的な浮腫によって生じる。浮腫の場合、数週間後に治まり、潜在的に異常電気電導を修復する。本開示のｆＮＡＤＨ撮像は、造影剤、トレーサ、染料を使用することなく、不可逆的心筋損傷を明らかにする。ｆＮＡＤＨ撮像を通じて検査された傷は、RFエネルギーの伝播直後に見られ、それらは数時間安定している。したがって、可視化は、アブレーションに調和して行われ、又は、複数の傷が形成された後に行われる。

本発明の開示で使用される虚血性損傷中におけるＮＡＤＨ蛍光の増加と以下の理由による熱損傷に基づく増加は矛盾するものではない。心筋細胞の約３０パーセントはミトコンドリアからなり、それは大量のＮＡＤＨを含む。したがって、筋細胞からｆＮＡＤＨのレベルの変化は、比較的容易に測定できる。筋線維鞘及びミトコンドリア膜が熱で破壊されると、ＮＡＤＨが失われ、ｆＮＡＤＨのレベルが急激に低下する。低酸素症及び/又は虚血症の間、細胞の完全性は保存されるが、有効酸素が減少する。酸素は、ミトコンドリア電子鎖の中で電子受容体として機能し、その低下はＮＡＤＨの蓄積に繋がる。したがって、虚血症は、時間に依存する形で、ｆＮＡＤＨの増加を招来する。例えば、アブレーション中に冠かん流が一時的に中断すると、高ｆＮＡＤＨレベルを有する虚血性又は損傷組織が、アブレーション後に暗い環状のｆＮＡＤＨ傷の近くに観察される。この状態は図４Ｃから明らかである。

内因性ｆＮＡＤＨの監視は、追加のトレーサ又は造影剤なしで行える。蛍光の変化は急激な生化学的変化を反映しているので、ほぼ即座に傷を観察できる。熱に起因する生物物理学的変化から生じるパラメータを検出するにあたってはＭＲＩ、ＣアームＣＴ、及びコントラスト心エコー図等の撮像手段が優れた手段であるが、リアルタイムに変化を視覚化するためには造影剤が必要である。また、ＭＲＩ及びＣアームＣＴは高度な空間分解能を有するが、細胞壊死を視覚化するには３０分を要する。コントラスト心エコー図は、それよりも早く視覚化できるが、空間分解能と視野が限られている。組織の弾性、インピーダンス、又は吸収性の変化を含む物理的組織変化に基づくその他の撮像手段が開発されている。それらの方法はリアルタイムに結果を提供するもので、傷の大きさや深さを予測できるが、相当なデータ処理を要し、切除領域を直接的に視覚化するものでない。しかし、これらの公知の撮像法は、本発明の開示方法と組み合わせて使用することができる。

今日、大部分のアブレーション手術は心内膜に関するものであるが、約１０〜２０％は心外膜に関するものである。心外基質は心室頻拍について頻繁に観察される（心筋梗塞後心室頻拍の２０％以上、非虚血性心筋症心室頻拍の３０％以上、特にシャーガス病）。これらの心外基質のアブレーションは、経皮的に行われ、シースの剣状突起を無傷の閉鎖された心膜空間に入れるものである。これらの手術には、特にｆＮＡＤＨ撮像が有効である。ＵＶ適合光学装置と光感応撮像装置を備えた従来の内視鏡がその目的に適している。アブレーションを行う場所を適当に視覚化するために、心膜空間を拡張するために内視鏡を通じて空気を吹き込むことが行われる。臨床の場では、空気よりも二酸化炭素の方が空気塞栓の危険が少ない。内視鏡の前部に膨張可能なバルーンを使用して血液を移動させる場合、ｆＮＡＤＨ撮像は心臓内の手術にも利用される。

本開示のシステムと方法によれば、ユーザは、現在行っているアブレーション中に心筋の損傷を監視することができる。そうすることで、臨床心臓電気生理学者は、時間を短縮できるし、アブレーションの効率を改善できるし、アブレーション後の合併症を生じる不要な組織損傷を最小限に留めることができるし、アブレーション後の不整脈の再発と更なるアブレーションの必要性をなくすことができる。ｆＮＡＤＨ撮像は、アブレーションを行う場所の近くの組織損傷の機械的研究、及び傷間隙間の電気電導を変える薬の評価にとっても有益である。

ｆＮＡＤＨ撮像により、アブレーション傷と、血液の無い及び血液かん流されたラット及びうさぎの心臓傷間の隙間を視覚化できるアブレーション傷の周りの電気的活動及び組織生存の変化を研究するために、光学作用の可能性及びＮＡＤＨの内因性蛍光が撮像される。ｆＮＡＤＨ撮像は、カテーテルの先端に配置されるデュアル式ＵＶ励起/発振型光学ファイバ導波路を使って、アブレーション手術中に、行われる。そのような導波路は、３Ｄマッピングシステムと調和して、カテーテル周囲の心筋生存の詳細なマップを提供する。

図１Ａは、本開示に係る例示システムのブロック図である。システムは、外部装置１２５に連結された膨張可能なバルーンカテーテル１０５を含む。ある実施例では、カテーテル１０５は、アブレーション装置１１０、照明装置１１５、撮像装置１２０を含む。ある実施例では、照明装置１１５と撮像装置１２０は、治療組織に光を送る又そこからの光を通過させるための光ファイバ導波ガイドを利用する。

いくつかの実施例において、本開示の方法とシステムは、アブレーション手術に関連して使用され、その場合、所望組織の完全なアブレーションが達成されたことをリアルタイムに監視するために利用される。アブレーションは、組織を破壊又は損傷（アブレーション）するために、エネルギー、熱、又は極端な冷気（冷凍）を利用する。例えば、ＲＦアブレーションは、高周波交流から生成される熱を利用して組織を破壊する。冷凍アブレーションは、中空チューブ又は中空ニードル（冷凍プローブ）を使用し、該冷凍プローブを介して冷却された熱電導流体が循環されて組織を凍結し破壊する、種々の臨床に利用される。本開示のシステムと方法は、種々の組織アブレーション（限定的ではないが、ＲＦアブレーション、冷凍アブレーション、音響エネルギーアブレーション、マイクロ波エネルギーアブレーション、超音波アブレーション、化学アブレーション、レーザアブレーション、熱アブレーション、電気アブレーション、その他の熱エネルギーアブレーション又は非熱エネルギーアブレーション）に関連して使用される。そのために、ある実施例では、アブレーション装置１１０は、組織を破壊するアブレーションの必要のために、組織に向けて前進される。ある実施例では、アブレーション装置１１０はエネルギー源を有する。エネルギーは、無線周波数エネルギー、マイクロ波エネルギー、電気エネルギー、電磁エネルギー、冷凍エネルギー、レーザエネルギー、超音波エネルギー、音響エネルギー、化学エネルギー、熱エネルギーである。

外部装置１２５は、照明装置１１５に紫外線を提供する光源１３０、カメラ１３５、ディスプレイ１４０を含む。ある実施例では、カメラ１３５は、ＮＡＤＨ蛍光に対応して波長に対して高量子効率を有するＣＣＤカメラ（すなわち、４６０ｎｍの波長に対して８０％の量子効率を有する。）、例えば、ＡｎｄｏｒＩｘｏｎＤＶ８６０カメラであるある実施例では、カメラ１３５は、４６０／２５ｎｍフィルタ１３５（すなわち、紫外線を通過させるが、紫外線スペクトルの外側の光を遮断するフィルタ）を備えている。

図１Ｂを参照すると、ある実施例では、カテーテル１０５は、基端部２２０と末端部２２１を有する、複数の内腔を有するカテーテルである。カテーテル１０５は、該カテーテル１０５の末端部２２１周囲に配置されているバルーン２２２を含む。バルーン２２２は、ＵＶ透過材料（例えば、ＵＶ透過蛍光ポリマー）で作られている。ある実施例では、バルーン２２２は、厚さ５０μｍ、屈折率１．３１を有する。バルーン２２２は、コンプライアントバルーン又はノン・コンプライアントバルーンである。

バルーン２２２は、カテーテル１０５を用いて治療する生体構造に応じて、円形、平坦、円筒、楕円、長方形、又はその他の形状である。バルーン２２２は、光学的に整頓された画像を得るために、蛍光撮影場所の血液を移動させる。血液は多くはヘモグロビンによる蛍光特性を有するため、この媒体を通じた撮像は放出路を満たしている。バルーンは、ガス又は液体で膨張される。バルーンを膨張するために、例えば、低屈折率（約１．０００４）の二酸化炭素が使用される。また、生体内でバルーンが裂けた場合、二酸化炭素に短時間晒されるが、窒素ガスの分圧が大きいために、そのことが致命的な損傷を及ぼすことはない。制限されるものではないが、適当な液体は、水、生理食塩水、血液、又はその他の同様な液体を含む。カテーテル１０５は、バルーン２２を膨張、収縮するために、膨張/収縮ルーメン２２５を含む。バルーン２２２を膨張し又収縮するために、２つの別のルーメンを設けてもよい。

膨張/収縮ルーメン２２５に加えて、カテーテル１０５はさらに、アブレーション装置１１０を前進させるアブレーションルーメン２２３と、撮像装置１２０を前進させる撮像ルーメン２２４と、照明装置１１５を前進させる照明ルーメン２２６を有する当然、カテーテル１０５は追加のルーメンを含めてもよいし、幾つかのルーメンは複数の機能を行うようにしてもよい。例えば、幾つかの実施例では、一つの光ファイバを用いて光源１３０から組織に光を送って該組織を照明するとともに、組織で反射してカメラ１３５に入る光を通過させてもよい。

図１Ｃを参照すると、バルーン２２２の無いカテーテル１０５の先端チップ２２１が示されている。所望組織をアブレーションする場合、アブレーションルーメン２２３を通じてアブレーション装置１１０がカテーテル１０５の末端部２２１に送られ又はそこを通過される。膨張/収縮ルーメン２２５により、ユーザはバルーン２２２を膨張し収縮して、蛍光撮影を支援する。アブレーションされた組織を撮影するために、撮像ルーメン２２４を通じて撮像装置１２０がバルーン内に前進できる。このとき、照明ルーメン２２６を通じて前進された照明装置１０５によって組織が照明される。当然、必要であれば、種々のルーメン２２３〜２２６の相対位置を変えることができる。

図１Ｄを参照すると、基端部２２０が示されている。幾つかの実施例では、アブレーション装置１１０をカテーテル１０５に導入するために、アブレーションルーメン２２３に接続したアブレーションポート２３３が設けられる。バルーン２２２を操作するために、膨張ルーメン２２５ａと収縮ルーメン２２５ｂに連通する別のポート２３５を設けてもよい。ある実施例では、撮像装置１２０と照明装置１１０をカテーテル１０５に導入するために、基端部２２０は、撮像ルーメン２２４と照明ルーメン２２６に連通する出口２３７を含む。カテーテル１０５には、カテーテル１０５を一つ又はそれ以上の外部装置１２５に接続するために、コネクタ２４０を設けてもよい。

図１Ａを参照すると、外部装置１２５は、カメラ１３５を含む。ある実施例では、カメラ１３５はＣＣＤ（電荷結合素子）カメラである。幾つかの実施例では、カメラ１３５は、出来るだけ多くの写真を採取することができるとともに画像に出来るだけノイズを生じさせることのないものが選択される。通常、生体細胞の蛍光撮影に対して、CCDカメラは約４６０ｎｍの波長に対して少なくとも５０〜７０％の量子効率（３０〜５０％のフォトンが無視される。）を有するべきである。幾つかの実施例では、カメラ１３５は４６０ｎｍの波長で約９０％の量子効率を有する。カメラ１３５は、８０ＫＨｚのサンプリングレートを有する。幾つかの実施例では、カメラ１３５は８エレクトロン以下の読取ノイズである。幾つかの実施例では、カメラ１３５は最小読取ノイズが３エレクトロンである。

外部装置１２５はまた、光源１３０（ＵＶのＬＥＤ発振器）を有する。光源は、撮像装置１２０を介して組織を照明するために利用され、光ファイバの光ガイドを有し、撮像ルーメン２２４を介してカテーテル１０５の末端２２１に前進され、そこで組織画像を撮影する。幾つかの実施例では、光ファイバの光ガイドは、照明装置１１５として機能し、視覚化される組織を照明するために、励起波長の光を光源１３０から組織に送る。光ファイバの光ガイドはまた、組織で反射してカメラ１３５に戻る光を通過させるように機能する。ある実施例では、照明と撮影のために別の光ファイバネットワークが使用される。ある実施例では、照明装置は撮像装置１２０から独立している。ある実施例では、撮像装置、照明装置、又はそれらの両方に、ファイバスコープが利用される。

照明組織がＣＣＤで撮影されると、これらの画像はディスプレイ１４０に送信されて、リアルタイムでユーザに示される。その画像はソフトウェアによって解析され、リアルタイムに詳細（例えば、画像の特定部位における強度又は照明エネルギー。）が得られ、ユーザの更なる介入が必要か又は望ましいかを判断するのを助ける。

図２Ａを参照すると、幾つかの実施例では、本開示の装置は、カテーテルシステム１０５と外部装置１２５（カメラ１３５と光源１３０など）の間に配置されたフィルタボックス１４５を有する。フィルタボックス１４５は、照明装置１１５から伝播される、光源１３０からの光を反射するダイクロイックミラー１４６を含む。ダイクロイックミラー１４６は、４５°の入射角をもって配置され、これにより、反射光の消去帯域を形成するとともに伝送光の透過帯域を形成しる。光源１３０からの光は、試料方向に対して９０°の角度をなす方向に反射される。同時に、同じ方向について、試料から出てくる光がミラーを通過する。幾つかの実施例では、波長４２５ｎｍの光を５０％遮断するダイクロイックミラーが使用される。このミラーは、波長３５５ｎｍから４１０ｎｍの光に対して８０％以上の反射帯域を有し、波長４４０ｎｍから７００ｎｍの光に対して９０％以上の透過帯域を有する。視覚化する組織に向かう光及びそこからの光を透過するために、その他の光学装置を使用してもよい。

フィルタボックス１４５はまた、ある種のノイズ又は好ましくない特徴となる光を除去するために吸収フィルタ１４７を含むことができる。ある実施例では、ＮＡＤＨ蛍光に基づいて、フィルタ１４７は中央波長４６０ｎｍ、帯域幅５９ｎｍ（すなわち、４６０±２５ｎｍ）を有する。フィルタボックス１４５はさらに、光源１３０からの光の波長を選択励起するために励起フィルタを有する。

図２Ｂを参照すると、フィルタボックス１４５の実施例は、カメラポート４００を有する。カメラポート４００は、該カメラポートの前部に配置されたフィルタホルダ４０２に保持された吸収フィルタを備えている。フィルタボックス１４５はまた、フィルタホルダ４０４に保持された励起フィルタ４０３を有する。励起フィルタは、光源ポート又はカテーテルポートに配置してもよい。励起フィルタ４０３は、カテーテルポート４０５に配置されている。ダイクロイックミラー４０５は、ミラースロット４０６に挿入されており、光源１３０をフィルタボックス１４５に取り付けるためのポートに対して４５°の角度をもって配置されている。

図３を参照すると、本開示にシステムの動作が示されている。まず、カテーテル１０５が、心房細動に侵された領域（肺静脈、左心房接合部）に挿入される（ステップ１５０）。視界から血液が除去される。心房細動アブレーションのために、光ファイバ導波路を囲む透明バルーンが使用され、肺静脈／左心房接合部の血液を移動させる。侵された領域が源１３０及び照明装置１１５からの紫外線によって照明され（ステップ１５５）、照明領域の組織がアブレーション装置１１０を使って除去される（ステップ１６０）。本開示のシステムを用いた、ＲＦアブレーション、冷凍アブレーション、レーザ、又はその他の公知のアブレーション手術が採用される。アブレーションは、先端をカテーテルの中央ルーメンに通して進められる。手術後、アブレーション先端が後退される。

撮像装置１２０とカメラ１３５の組み合わせによって照明領域が撮影される（ステップ１６５）。本開示の方法は、ＮＡＤＨの蛍光放射を撮影するもので、そこではニコチンアミド・アデニン・ジヌクレオチド（ＮＡＤ＋）が多く形成されることがない。ＮＡＤ＋は、すべての生体細胞の好気性代謝酸化還元反応における重要な役割を演じるコエンザイムである。それは、ミトコンドリア中で起こるクエン酸回路（トリカルボン酸回路）からの電子を受ける酸化剤として機能する。このプロセスにより、ＮＡＤ＋が減少してＮＡＤＨになる。ＮＡＤＨとＮＡＤ＋は細胞、ミトコンドリアの呼吸器ユニットに最も豊富であるが、細胞質にも存在する。ＮＡＤＨは、ミトコンドリア中の電子及び陽子ドナーで、細胞の代謝を規制し、多くの生物学的プロセス（ＤＮＡの補修及び転写）に関与する。

紫外線で誘発された組織蛍光を測定することで、組織の生化学的状態が分かる。細胞の代謝活動と細胞の死滅を監視する際、ＮＡＤＨ蛍光がそのために観察される。体外と体内の研究によって、ＮＡＤＨ蛍光強度を細胞死モニタリングの内的生体指標として用いてポテンシャルが調べられた。ＮＡＤＨが損傷セルのミトコンドリアから放出されると、又はその酸化型（ＮＡＤ＋）に変換されると、その蛍光が著しく減少し、そのことが、健康な細胞を損傷した細胞から見分けるうえで極めて有益である。酸化が行われない場合、ＮＡＤＨが虚血状態の細胞に蓄積される。しかし、死滅細胞ではＮＡＤＨの存在が無くなる。以下の表は、ＮＡＤＨ蛍光による相対強度の異なる状態をまとめたものである。

ＮＡＤ＋とＮＡＤＨは紫外線を容易に吸収するが、ＮＡＤＨは紫外線励起に応答して自己蛍光性であるのに対して、ＮＡＤ＋はそうではない。ＮＡＤＨは約３５０〜３６０ｎｍに紫外線励起ピークを有し、約４６０ｎｍに発光ピークを有する。幾つかの実施例では、本開示の方法は、約３３５〜約３８０ｎｍの間に励起波長を採用している。適正計測により、関心領域内におけるリアルタイムな低酸素症及び壊死組織の測定として発光波長を撮影できる。ＮＡＤＨの存在蛍光に比例するグレースケールをもって、相対的な測定基準を実現できる。

低酸素状態では、酸素レベルが減少する。その後のｆＮＡＤＨ放出信号の強度が増加する。これは、ミトコンドリアＮＡＤＨが過剰であることを示す。低酸素症が未確認の場合、影響を受けた細胞がそのミトコンドリアと共に死滅すると、最終的には信号が減衰する。末期的損傷を受けたアブレーションされた組織の周囲を識別するために、ＮＡＤＨレベルの高コントラストが使用される。

蛍光撮影を開始するために、オペレータは、カテーテルの末端部近傍に設けたバルーンを展開する。次に、光源１３０からの紫外線によってＮＡＤＨが励起される。フィルタボックスを有する幾つかの実施例では、まず光源からの励起光が、フィルタボックス１４５内に配置されたダイクロイックミラー（又は、ダイクロイックビームスプリッタ）に当たる。次に、ダイクロイックミラーによって励起光が反射されて、光ファイバを解して試料に送られる。幾つかの実施例では、ミラーは、励起光に対して４５°の角度をもって配置され、励起光が９０°反射される。幾つかの実施例では、本開示の方法は、約３３５ｎｍ〜約３８０ｎｍの間の励起波長が使用される。

組織資料中のＮＡＤＨが光の励起波長を吸収し、長い波長の光を放出する。この放出光が集められてダイクロイックミラー１４６を介して送り戻される。したがって、ミラー１４６は、励起光を反射するように構成されているが、その放出波長を透過する。励起波長の反射は１００％ではなく、該波長の一部はダイクロイックミラー１４６を通過する。同様に、異なる波長の光が透過可能である。また、カメラ１３５に関連して吸収フィルタを設けてもよい。吸収フィルタは、ＮＡＤＨ等の蛍光色素分子からの光の放出波長について選択される。

光がフィルタリングされると、その光はカメラで集められる。また、撮像された照明領域がディスプレイ１４０に表示される（ステップ１７０）。これは、ＮＡＤＨ蛍光を使って撮像領域内のアブレーションされた組織とアブレーションされない組織を識別するために利用される（ステップ１７５）。別の組織をアブレーションする必要があれば、アブレーションステップに戻ることで以上のプロセスが繰り返される。図３は実行されるステップを順に示しているが、多くのステップが同時に又はほぼ同時に実行される。例えば、アブレーション、撮影、表示は同時に行われ、アブレーションされた組織とアブレーションされていない組織の識別は、組織をアブレーションしながら行われる。

ここに開示された方法、システム、装置は、種々の治療に使用される。ここで開示した方法、システム、装置が利用される例示的手技には、限定的ではないが、心房細動、肺疾患マッピング及びアブレーションのための、心臓の診断及び治療、難治性不整脈（例えば、上室性不整脈、心室性不整脈）の治療に利用される。アブレーションされる組織は心筋であるが、本開示の方法は、ＮＡＤＨの豊富なミトコンドリアが多く存在する、骨格筋、肝臓、腎臓、その他組織に同様の効果が得られる。

図１６を参照すると、本開示のシステムと方法に関連して使用されるカテーテル１６０１は、それを貫通して伸びる1つ又は複数のルーメンと、カテーテル１６０１の末端付近に配置された膨張可能なバルーン１６０３を有する。幾つかの実施例では、バルーン１６０３は、その基端部１６０４でカテーテル１６０１の本体の末端に取り付けられるとともに、その末端部１６０５でカテーテル先端１６０６に取り付けられ、以下に説明するように、チューブ又はルーメンによってカテーテル１６０１に連結される。バルーン１６０３は、光学的透明材料で作られ、蛍光撮影中、光学要素のための通路から血液を移動させるために使用される。バルーン１６０３は、多くの異なる材料から作られるとともに、種々の生体構造に適合する形状に作られる。バルーンは、柔軟な材料（例えば、シリコーン）で構成され、生体構造に適合している。代わりに、バルーンは、強い材料（例えば、ポリウレタン）で作ることもできるし、適合性に若干欠けても差し支えない。図１６に示されるように、バルーン１６０３は、肺静脈の口に挿入するために円錐形状であってもよい。その他に、アブレーション治療用のためにその他の心臓解剖学的目標（限定的ではないが、副伝導路、心室壁、心房壁、又は房室結節）を視覚化するうえでは、更なる円形の形状が良いかもしれない。

カテーテル１６０１は、組織アブレーション（限定的ではないが、ＲＦアブレーション、冷凍アブレーション、音響エネルギーアブレーション、電磁エネルギーアブレーション、マイクロ波エネルギーアブレーション、超音波アブレーション、化学アブレーション、レーザアブレーション、熱アブレーション、電気アブレーション、その他の熱又は非熱エネルギーアブレーション）に利用される。そのために、幾つかの実施例では、カテーテル１６０１はアブレーションが必要な組織に向けて前進され、1つ以上の方法を実行できるアブレーション部材がカテーテル１６０１を通過されて組織をアブレーションする。幾つかの実施例では、アブレーション部材はエネルギー源（無線周波数エネルギー、マイクロ波エネルギー、電気エネルギー、電磁エネルギー、冷凍エネルギー、レーザエネルギー、超音波エネルギー、音響エネルギー、化学エネルギー、及び熱エネルギーから選択される。）を有する。

幾つかの実施例では、カテーテル先端１６０６は、診断目的（心電図を検出するため）又は治療目的（アブレーションエネルギーを放出するため）から、電極として機能するように構成されている。アブレーションエネルギーがカテーテルに必要な幾つかの実施例では、カテーテル１６０１の先端１６０６がアブレーション電極又はアブレーション要素として機能する。ＲＦエネルギーが使われる実施例では、ＲＦエネルギー源に先端を連結する電線がカテーテル１６０１のルーメンに通される。先端１６０６は、カテーテル１６０１の１以上のルーメンに連通するポートを含む。このように、ガイドワイヤ又はその他の外科器具（例えば、ＲＦ電極）がカテーテル１６０１から出て、先端１６０６を通って前進される。先端１６０６は生体適合材料で作られる。幾つかの実施例では、先端が電極として機能するように構成される場合、先端１６０６は金属（限定的ではないが、白金、白金めっきチタン、ステンレス鋼、又はチタニウム）で作られる。先端１６０６はまた、生体適合プラスチック（限定的ではないが、シリコーン、ｐｅｅｋ、ポリウレタン）で作ることができる。

図１７を参照すると、幾つかの実施例では、カテーテル先端１６０６は、カテーテル１６０１の本体に、カテーテル１６０１の本体の先端を貫通するガイドワイヤチューブ１７００で接続してもよい。ガイドワイヤチューブ１７００は、ガイドワイヤ、アブレーション部材、又はその他外科器具をカテーテルの先端を通過して前進させるために、カテーテル１６０１の1つ又は複数のルーメンに連通する1つ又は複数のルーメンを含むことができる。ガイドワイヤ１７００の内側ルーメンは、外科器具をガイドワイヤ１７００を介してカテーテル先端１６０６に前進させるために又は該カテーテル先端１６０６を通過させるために、カテーテル先端１６０６のポート１６０７に連通してもよい。

幾つかの実施例では、ガイドワイヤチューブ１７００は、カテーテル１６０１が治療部位に前進する間バルーン１６０３が収縮状態にあるとき、バルーンを構造的に支持するように機能する。幾つかの実施例では、ガイドワイヤチューブ１７００は、バルーン１６０３を構造的に支持するために、半剛性である。幾つかの実施例では、ガイドワイヤチューブ１７００は、カテーテル１６０１の一体ルーメンである。幾つかの実施例では、ガイドワイヤチューブ１７００はカテーテル１６０１から分離され、カテーテル１６０１の末端に着脱自在に挿入される。幾つかの実施例では、ガイドワイヤチューブ１７００は、カテーテル１６０１の内にスライド自在に配置される。これにより、ガイドワイヤチューブ１７００は、カテーテル１６０１に対して移動し、それによってバルーン１６０３の形状を調節し、容易に患者の体の中にカテーテル１６０１を前進させたり又はそこから容易に取り出すことができる。例えば、ガイドワイヤチューブ１７００が前進して潰れたバルーンを伸ばし、患者の体からバルーンを容易に取り出されるようにする。これにより、バルーンは、取り除かれる際に導入シースに引っ掛かることがない。ガイドワイヤチューブは、任意の材料で作られる。幾つかの実施例では、ガイドワイヤチューブ１７００は、形状記憶材料（例えば、ニチロール）で作られる。

図１７を図１６と組み合わせて参照すると、カテーテル１６０１は縮経面１７０１を有する。この場合、バルーン１６０３の基端部１６０４が、組み合わせた装置の外径を大きくすることなく、カテーテル１６０１に取り付けられる。

図１８を参照すると、バルーン１６０３の内側に光学部材（例えば、カメラ１８０４と光源１８０５）を位置させるために、カテーテル１６０１の末端に光学ハウジング１８０３が設けられる。光学ハウジング１８０３により、バルーン内におけるカメラ１８０４と光源１８０５の位置決めができ、外部光源が不要になる。また、バルーン内に光源を配置することで、光ファイバを使用する場合よりも、より広角な照明が得られる。図１８に示すように、光学ハウジング１８０３は、カテーテルからバルーン内に伸びており、これにより、光源とカメラがバルーン内に完全に収容され、カテーテルは光源又はカメラの視界と干渉しなくなる。図１８に示すように、光源とカメラがバルーンの内部にあり、バルーンから外側に出ていない幾つかの実施例では、ハウジング１８０３により、光学部材が相互に一定の関係に配置される。幾つかの実施例では、カメラ１８０４と光源１８０５は互いに同じ面上にある。これにより、いずれの部材も他方の機能を阻害することがない。同じ面上にあることで、カメラ１８０４が照明を遮ることもないし、光源１８０５がカメラの画像に表れることもない。幾つかの実施例では、一方の光学要素が他方の光学要素と干渉しないように、部材の位置を変更することができる。

カメラ１８０４は、光学画像を電子信号に変化できる任意の撮像センサである。幾つかの実施例では、カメラは、レンズ付きで、記録用に特定波長を選択するフィルタ付き又はそのようなフィルタの無い、小型ＣＭＯＳ撮像センサである。幾つかの実施例では、カメラは、光学画像を電子信号に変化できる、ＣＣＤカメラ又はその他の撮像センサである。医師が見るために、カメラはその信号を電線を介して外部の画像プロセッサとビデオターミナルに送信する。幾つかの実施例では、外部装置との通信のために、カメラは無線通信性能を有する。光源１８０５は、適当な波長の発光ダイオード（ＬＥＤ）である。幾つかの実施例では、ＬＥＤは、ＮＡＤＨ蛍光のために紫外線領域の波長を有する。幾つかの実施例において、適当な波長のＬＥＤを選択することで、多色照明用に白色光を含む異なる波長を含むことができる。非限定的実施では、紫外線照射用の適当なＬＥＤは、３００ｎｍ〜４００ｎｍの波長を有するものを含む。また、可視光又は白色光用の適当なＬＥＤは、色温度範囲が２０００Ｋ〜８０００Ｋのものを含む。

図１８に示すように、ハウジング１８０３は、カテーテル１６０１の末端に挿入される。幾つかの実施例では、ハウジング１８０３の外径は、カテーテル１６０１の内径よりも小さい。これにより、カテーテル１６０１の内壁とハウジング１８０３との間に隙間１８０２が形成される。幾つかの実施例では、バルーン１６０３は隙間１８０２を通じて、収縮又は膨張される。当然、バルーン１６０３を操作するために別のルーメンを設けてもよい。

幾つかの実施例では、光学ハウジング１８０３の外径がカテーテル１６０１の内径よりも小さいため、ハウジング１８０３はカテーテル１６０１に対して移動可能である。幾つかの実施例では、ハウジング１８０３はカテーテル１６０１、そしてバルーン１６０３に対して自由に回転する。幾つかの実施例では、カメラを適当な撮影位置に配置し又は光源を適当な照明位置に配置するために、光学ハウジング１８０３はカテーテル１６０１に対して長手方向に移動できるようにしてもよい。光学ハウジング１８０３を所望位置に固定するためにロックを設けてもよい。

図１９は、カテーテル１６０１の外側のハウジング１８０３の図で、カメラ１８０４の配線束１９０１と光源１８０５の配線束１９０２を示す。これらの配線束は、ハンドル（図示せず）に至るまでカテーテルの全長に亘って伸びており、そこで撮像システムのその他の部分（電源又はディスプレイ）に電気的に接続される。しかし、幾つかの実施例では、外部装置と無線通信するために、カメラは無線通信性能を有する。

ハウジング１８０３はまた、ガイドワイヤチューブ１７００とカテーテル１６０１との間の通信を容易にするために、ガイドワイヤチューブ１７００を収容するチャンネル１９０４を含む。

本開示のカテーテルは、最小の侵襲手術及び従来の外科手術（すなわち、開放手術）でもって使用される。幾つかの実施例では、本開示のカテーテルは、血管内手術用に構成される。幾つかの実施例では、本開示のカテーテルは、非血管内手術用に構成される。幾つかの実施例では、本開示のシステムは、内視鏡の経路ではなく切開部又は経皮的な導入部を介して組織に挿入される、外科手術で使用される外科用のシステム又は装置である。幾つかの実施例では、本開示のシステムと装置は、手持ち式制御システム又はロボット制御システムの一部である。幾つかの実施例では、本開示のシステム又は装置は、ロボット装置によって操作するように構成できる。

幾つかの実施例では、構成部品の大きさは特定手技に応じて変えられる。幾つかの実施例では、本開示のカテーテルの剛性は、手術、治療する生体組織、又はそれらの両方に応じて変えることができる。幾つかの実施例では、剛性は、カテーテル１６０１、ガイドワイヤチューブ１７００，又はそれらの両方に、剛性のある部材をより多く選択することで変えることができる。

図２０を参照すると、幾つかの実施例では、光学ハウジング２００２は、更なる剛性が必要な場合、複数のガイドワイヤチューブを収容する複数のチャンネル２００３，２００４を含むことができる。種々の実施例において、一部又はすべてのガイドワイヤチューブは、カテーテル１６０１の内腔とポート１６０７に連通する内部ルーメンを含む。幾つかの実施例では、一部又は全てのガイドワイヤチューブは、構造的支持のために設けることができ、そのために、内部ルーメンを含まない場合もある。

図２１は、複数の光源２１０１、２１０２（異なる波長の光を発振できる。）を支持するように構成された光学ハウジング２１００の実施例を示す。異なる波長の光源を設けることで、単一カテーテル又は装置に異なる機能を与えることができる幾つかの実施例では、光源２１０１は、蛍光撮像用に紫外線を発するように選択される。一方、光源２１０２は、ユーザが解剖学的ランドマークを見て舵取り（ナビゲーション）できるように、白色光を発するように選択される。束ねることによって、ユーザは、組織をアブレーションする部位にナビゲーションしてアブレーションされた組織を見えるようにするために、同じカテーテルを使用することができる。幾つかの実施例では、同じ波長の複数の光源を用いてもよい。幾つかの実施例では、光学ハウジング２１００は、２つ、３つ、それ以上の光源を支持するように構成してもよい。

幾つかの実施例では、光学ハウジング１８０３が図示され、光源とカメラを支持するものとして説明されているが、外部カメラと外部光源に接続された１つ又は複数の光ファイバ束をハウジングが支持するように構成してもよい。

ここで開示するシステムと装置は、種々の治療手術に使用できる。ここで説明する方法、システム、装置が使用される手術には、限定的ではないが、心臓の診断及び治療手術、不整脈治療（例えば、上室性不整脈、心室性不整脈）、心房細動治療、肺静脈マッピング及びアブレーションが含まれる。

ここで開示する方法は、２Ｄ〜３Ｄマッピングプロトコルと共に使用できる。複数の２Ｄ画像が、組織又は器官（心臓を含む）の３Ｄ再生画像に重ねされる。多くの不整脈手術は、手術中、患者の特定の生体構造の再構築された３次元画像が利用される。コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）、ＮＡＶＸやＣＡＲＴＯなどのシステムを用いた超音波及び電子解剖学的マッピングを含む種々の撮影法が使用される。すべての方法において、３次元解剖学的画像によって、患者の特定の生体構造が表示され、目標領域の組織が的確に治療される。すべての方法において、傷を付ける位置と傷を付けない位置（「隙間」又は傷の切れ目）が正確に視覚化されるため、手術によって最適な治療結果が得られる。２Ｄ画像又は３Ｄ画像のマッピングにより、１つ又は複数の組織画像（傷の膿むを示すもの）を、患者の特定の生体構造とともに、３次元で、回転可能に、インタラクティブな仮想環境で、重ね、部分的に記録し、及び／又は質感を持たせてマップすることができる。

幾つかの実施例では、本開示のシステムと方法により、システムで作成された画像を患者の特定生体構造上に一致させ、及び／又は、重ね合わせることができ、それは、他の撮像手段（ＭＲＩ画像、ＣＴ画像、超音波画像、それらの３次元再生）を使って見ることでできる。幾つかの実施例では、本開示のシステムと方法は、システムで作成された画像を患者の特定生体構造上に一致させ、及び／又は、重ね合わせることができ、それは、他の電子解剖学的マッピング、解剖学的再生、及びＮＡＸＸ及びＣＡＲＴＯ等のナビゲーションシステムを使って見ることでできる。患者の特定生体構造上に一致させたり重ね合わせることは、リアルタイムで手術中に行うことができる。ＮＡＤＨ画像を心臓表面に再生質感マッピングすることにより、治療部位を視覚化できる。例えば、複数の傷のＮＡＤＨスナップショットにより、完全な肺疾患静脈口又は複数の肺疾患静脈の完全なパノラマ画像を作ることができる。カテーテルの先端にセンサを設けることで、ＮＡＤＨの存在画像を相互に組み合わせて３Ｄ再生画像を作ることができる情報を提供できる。

本開示の方法とシステムは、バルーンカテーテルとの関係で説明したが、本開示の方法とシステムはバルーン無しでカテーテルを使用することもできる。蛍光撮像中に血液を移動させるために他の手段を利用することもできる。例えば、本開示のカテーテルにかん流ポートを設け、このポートを介して流体をカテーテルの先端に送って血液を撮像組織から移動させるようにしてもよい。幾つかの実施例では、カテーテルは、血液を移動させるとともに光を透過できる透明流体を注入するシースを介して導入される。当然、幾つかの実施例では、血液を移動する手段が組み合わされる。例えば、上述のバルーンカテーテルに追加のかん流ポートを設け、バルーンによって血液を移動させるのを促進させるようにしてもよい。

本開示のシステムと方法を利用した例を以下に示す。これらの例は、単に代表的なものであって、本発明の開示範囲を限定するために使用されるべきではない。ここで説明する方法と装置は種々設計変更可能である。選択した例は、本説明の装置と方法の原理を説明するために利用されるものである。

実験手順

開示のＮＡＤＨ記録を用いた撮影の有効性を塩化トリフェニルテトラゾリウム（ＴＴＣ）染色と比較するために、動物の心臓を用いて幾つかの実験を行った。以下に詳細に説明するように、ＮＡＤＨ記録を用いた撮影は、ＴＴＣ染色と同様に行われた。特に、それは生体組織について行われ、同等の性能を得るために、多くの時間や染料を使用する必要がなかった。

動物処置

ラット（２００〜３００グラム、Sprague-Dawley（ＳＤ）ラット、ｎ＝８）の摘出血液無心臓を使って生体外実験を行った。動物は、標準手術でヘパリン治療して麻酔した。その後心臓を摘出した。大動脈にカニューレを通し、室温の酸素処理緩衝タイロード溶液を用いて一定圧力（５０ｍｍＨｇ）でランゲンドルフかん流した。心臓をパッドの上に置き、アブレーション中は摂氏３７度のタイロード溶液に浸けた。

麻酔した開胸ラット（２００〜３００グラムのＳＤラット）を使って生体実験（ｎ＝３）を行った。テラゾール（４０ｍｇ／ｋｇ）をＩＰ注射した後、胸と背中の毛を剃った。動物は、加熱した台の上に静止させた。そして、アブレーションパッドを動物の下に配置した。胸部を開いた直後、露出した心外膜表面を撮影しながら、アブレーションを行った。すべての麻酔手術と安楽死手術は、動物愛護及び利用委員会承認プロトコルに合致するものであった。

アブレーションプロトコルとＮＡＤＨ記録

４ｍｍの先端を備えた非冷却ブレーザーカテーテルを用いて、無線周波数エネルギーを送った。先端温度は、摂氏５０〜７０度の範囲であった。カテーテルは、心外膜面に垂直に配置した。アブレーション時間は、最大パワー５０Ｗで、１５〜６０秒の範囲で変化させた１００ワット水銀ランプ(Zeiss HBO 100 W/2)を使い、紫外線（３５０／２５ｎｍ）で心外膜面を照明した。ＮＡＤＨの心外膜蛍光を記録するために、発光をフィルタリング（４６０／２５ｎｍ）し、ＣＣＤカメラ(Andor Ixon DV860)を使って撮影した。カメラは、ＮＡＤＨ蛍光に対する波長に対して高量子効率を有するものであった(80% QE at 460nm)。

光学マッピング実験

電位差滴定染料ＲＨ２３７（分子プローブ、１０μＭ溶液）を用いて心臓を染色し、アーチファクトを減らすためにかん流（１０μＭ最終濃度）にブレビスタチンを添加した。２つのＣＣＤカメラ（Andor IXON DV860s）を有するデュアル式光学マッピングシステムにデュアルポートアダプタ（Andor CSU Adapter Dual Cam）を取り付け、ダイクロイックミラー（６１０ｎｍ）を使用し、ＲＨ２３７（２５０〜５００ｆｐｓ）とＮＡＤＨ（２ｆｐｓ）の心外膜蛍光を同じ視点から撮影した。光学動作ポテンシャルを記録するために、２つのＬＥＤ（LumiLEDs, 530/35nm）を使って心外膜を照明した。結果のＲＨ２３７蛍光は、６８０ｎｍの波長において、ロングパスフィルタでフィルタリングされた。ＮＡＤＨは、上述のように、別のＣＣＤカメラで記録された。

ＲＨ２３７蛍光を処理して、各画像から背景の蛍光を除き、各ピクセルについて信号を正規化した。メジアン時間フィルタ（３サンプル幅）を使ってＲＨ２３７蛍光信号を平滑化した。波面伝播を示すために活動時間の等時マップを作成した。電気的に活性な組織の量の空間的変化を明らかにするために、各ピクセルの光学活動ポテンシャルの平均振幅を計算した。

ＴＴＣ染色

塩化トリフェニルテトラゾリウム（ＴＴＣ）生体染色は、急激な壊死を評価するための標準的手法である。撮影プロトコルが完了直後、タイロード溶液（１．０％ＴＴＣ）で冠状動脈を介して、組織に逆行的なかん流が行われた。その後、心臓をＴＴＣ溶液に更に８分浸けた。代謝活性組織が深紅色に表れた。壊死組織は白色に表れた。

実験結果

図４Ａ、４Ｂ、４Ｃ、４Ｄ，４Ｅは、血液の無い摘出ラット心臓におけるＲＦアブレーション傷を示す。最初の実験は、両性の健康ラットから摘出した心臓に行った。心臓は、タイロード溶液で逆かん流した。８つの心臓の心外膜をアブレーションして撮影した。４つの心臓に隣接して２つのアブレーション傷を付けた。心外膜面に傷を付ける位置にあるＲＦアブレーションプローブの実施例を図４Ａに示し、標準的なＲＦＡアブレーションプロトコル後の典型的な傷を図４Ｂに示す。図４Ｂに示すように、アブレーションの結果、淡い色に表れた組織の領域として、心外膜面の外観に素早い変化を生じた。その淡い色は、約摂氏６０度におけるミオグロビンの変性に対応している。その後、心臓は一定圧力のかん流システム上に置かれ、シングル式又はデュアル式カメラシステムを使って撮影された。図４Ｃは、ｆＮＡＤＨで明らかにされるように、２つの明確なＲＦアブレーション傷の外観を示し、そこでは部分的な虚血性組織が染みだらけの白色で表れている。図４Ｃに示すように、ｆＮＡＤＨ画像により、アブレーションの領域は、周囲のアブレーションされていない心筋に比べて、極めて暗く表れることが分かった。

撮影後、活性染料ＴＴＣで心臓を染色した。これを図４Ｄに示す。次に、アブレーション傷を検査するために、壁を貫いてスライスした。これを図４Ｅに示す。図４Ｄに示すように、代謝活性組織が赤色に表れ、逆に損傷組織が白色に表れた。図４Ｅは、心臓を横断的にスライスしたものを示し、そこでは、２つの異なるパワー設定でもって反対側の心筋表面に設けた２つの傷の深さを示している。

ＲＦアブレーションの傷の空間的広がりと安定性

図５Ａと図５Ｂは、傷の時間的安定性を示す。具体的に、最上列は、ＲＦアブレーション後の異なる時点（２〜１２０分）におけるｆＮＡＤＨのスナップショットを示す。上部左の白色の箱は、３つの下のスナップショットで使用した閉鎖領域を示し、３つの中間時点（５，１０，３０分）での傷の境界の拡大図を示す。

図５Ａと図５Ｂに示すように、アブレーションされた組織のｆＮＡＤＨレベルは、アブレーション前の値に戻ることがなく、傷の大きさは実験の最中（約２時間）に著しく変化することがなかった。図５Ａと図５Ｂにおける３つの拡大スナップショットに示すように、傷に対応したｆＮＡＤＨ画像は、均質的に時間と共に暗くなった。

図６Ａ，６Ｂ，６Ｃに示すように、ｆＮＡＤＨ画像から測定された傷の大きさは、ＴＴＣに対してネガティブに染色された領域の大きさと同一である。具体的に、図６Ａと図６Ｂは、ｆＮＡＤＨ感応チャンネルとして現れたＲＦ傷の大きさと、ＴＴＣ染色後のＲＦ傷の大きさを示す。図６Ａにおいて、うさぎの心臓表面の３つの傷のスナップショットは、未加工のＮＡＤＨ画像、反転ＮＡＤＨ画像（すなわち、未加工のｆＮＡＤＨ画像のＬＵＴスケールを反転して傷が白色で示してある。）、未加工のＴＴＣ画像と白黒ＴＴＣ画像（すなわち、グレースケール）である。図６Ｂの３つのグラフは、図６Ａのスナップショットで特定された各傷ａ，ｂ，ｃの明暗に対応している。図６Ｃの棒グラフに示すように、ｆＮＡＤＨとＴＴＣ染色を用いて調べると、傷の幅は大幅に異なるものでない。

ＴＴＣ染色は、組織の生存を判断する一般的方法である。これは、テトラゾリウム塩と反応してホルマザン色素を形成する、デヒドロゲナーゼ酵素とＮＡＤＨの性能に依存する。両方法は活性ＮＡＤＨの存在に依存しているので、傷の大きさの測定は２つの方法について同じである。したがって、図６Ｂのグラフに示すように、ＮＡＤＨ蛍光の撮影により、ＴＴＣポジティブ組織領域は９５％以上の精度で推定できる。臨床学的観点から、ｆＮＡＤＨ画像に見られるように、傷の外観は数時間安定していることから、ＲＦアブレーション傷の安定性は、安定するまでに複数のＲＦアブレーション傷が形成された後にＮＡＤＨの紫外線画像が取得されることを示唆している。

ＲＦアブレーション傷間の機能的隙間の識別

図７Ａ、７Ｂ，７Ｃは、２つのＲＦ傷の間の狭部を通じて伝播する心外膜の電気的活性とｆＮＡＤＨのデュアル画像を示す。上述のように、不完全な傷は、それがリエントリーの解剖学的経路となり、１ｍｍほどの傷間狭部が再生伝導を生じることになればなおさら危険である。傷間狭部を通じて伝播を検討するために、２つの近接したＲＦ傷の間の活性波面を解析した。傷上の心外膜上にバイポーラ電極を配置し、心臓拡張閾値（２．５ｍＡ）の２倍の電流を印加した。機能的狭部が存在する場合、歩調を合わせた波により、傷の周囲に一時的なリエントリー回路を生じた。この活性の例が、図７Ｃのスナップショットに順次示してある。図７Ａの３つのスナップショットはそれぞれ、２つの傷を有する組織のｆＮＡＤＨ画像、電圧感応染料ＲＨ２３７を用いて記録されたリエントリー回路の１つの電気的活性の等時マップ、及び、ｆＮＡＤＨ画像に等時マップを重ねたもの、を示す。図７Ｂは、個々のフレームの全ピクセルからの光学的活動ポテンシャルを平均することによって再構成された疑似的なＥＣＧトレースを示し、これは図７Ｃに示すシーケンスに対応している。図７Ｃは、心臓の鼓動の伝播と傷の周囲のリエントリーを示すＲＨ２３７シーケンスのスナップショットを示す。

等時マップを作り、伝搬波面を明らかにするために（図７Ａ，７Ｂ，７Ｃに示すように）、光学的活動ポテンシャルが正規化され、全てか無かの状態で伝搬する波面を示す。これは伝搬を示すうえで有効であるが、真の光学活動電位振幅を分かりにくくしているため、誤解を招く恐れがある。真の光学的活動電位振幅を示すために、各ピクセルのＲＨ２３７信号が、全てのピクセルに対して、最大光学活動電位振幅として図った。

図８Ａ，８Ｂ，８Ｃ，８Ｄは、ｆＮＡＤＨとＲＦ傷の間の狭部を横断する電気的活動を示す。具体的に、図８Ａは、隣接するＲＨ画像中の黒線に沿った５つの連続する活動電位の大きさを示すｘ−ｔ図である。図８Ａにおいて、ｘ軸は２つの傷の間の距離で、ｙ軸は時間と右側のアスタリスクによって示された活動電位を示す。図８Ｂは、活動電位振幅にｆＮＡＤＨに対する傷間強度プロファイルに重ねたグラフである。二つのプロファイルは、ｒ＝０．９５、Ｐ＜０．０５の相関係数を有する光学活動電位振幅の傷間プロファイルを図８Ｃに示す。ここで、ｘ軸は、２つの傷の中心間距離である。図８Ｄにおいて、グラフは光の当たるｆＮＡＤＨによって表されており、アブレーションされた傷は暗い組織部分として示された蛍光の欠如によって表されている。次に、活動電位振幅の中間プロファイルをｆＮＡＤＨ強度の傷間プロファイルと比較した。２つは極めて関連している（ｒ＝０．９５）。これらのことから、ｆＮＡＤＨが無くなると、アブレーション部近傍の組織の消滅した機能状態の直接的な印として役立つ。

ｆＮＡＤＨの欠如は筋肉の損傷を示し、主冠状動脈を損傷しない

ＮＡＤＨを含むミトコンドリアが豊富に存在することで、心筋細胞はｆＮＡＤＨ撮影に特に好適なものとなる。ＲＦアブレーション部でｆＮＡＤＨが減少すると、心筋細胞の完全性が失われ、細胞及びミトコンドリア膜は熱ストレスによって急速に損傷する。とりわけ、アブレーション部内の心筋細胞壊死は、必ずしも、すべての基本構造（例えば、冠状血管）の完全性が破壊されるものでないことを意味する。実験では、冠状血管構造の崩壊は観察されなかった。これは、血管が崩壊した場合、損傷した血管の下流側組織が虚血し、ｆＮＡＤＨが増加することによる。しかし、図６Ａに示すように、傷の近くのｆＮＡＤＨのレベルは、アブレーションの前後で顕著に変化していない。部分的虚血を一時的に生じた低かん流の結果として、アブレーションの近くで時折観察される白色組織部分がＲＦアブレーション前に発生した。傷の無い冠状動脈構造の証拠はアブレーション後のＴＴＣ染色の均一性を示しており、あらゆる主要な血管損傷は、RFアブレーション傷の外側にある非染色組織の領域として示される。しかし、実験中に形成されてＴＴＣによって確認された１３個のＲＦアブレーション傷のすべてが、ＲＦ傷に完全に集中していた。最後に、図４Ｂに示すように、心外膜面上に傷の無い血管が観察されたことは、アブレーション部における主要血管への深刻な損傷を示すものでない。

図９Ａ、９Ｂ、９Ｃ、９Ｄは、アブレーション領域内におけるＲＨ２３７の存在を示している。具体的に、図９Ａ〜９Ｃは、急速静注によりＲＨ２３７で染色されたラット心臓の３つの連続スナップショットを示す。図９Ａ〜９Ｃに示すように、ＲＨ２３７蛍光は時間とともに減少しており、染料を保持する領域としての傷を強調表示している。図９Ｄは、図９Ａに確認される４つの関心領域（ＲＯＩ）から取得したＲＨ２３７染色の完全性を示す。濃淡の無いベタ部分は、時間の経過とともに下がる傾向を示し、アブレーションされていない領域のＲＯＩに対応しており、開放点は時間の経過とともに安定しているもので、傷領域のＲＯＩに対応している。

図１０Ａ，１０Ｂ、１０Ｃ，１０Ｄに示すように、光学マッピング中、アブレーション傷内におけるＲＨ２３７の洗い出し率は、通常組織よりも低かった。そのため、ＲＨ２３７画像の中で、傷と通常組織の間に十分なコントラストが得られた。図１０Ａ、１０Ｂ、１０Ｃ、１０Ｄは、ＮＡＤＨ蛍光に比較する形で、アブレーション手術後のＲＨ２３７の存在と、心外膜の外観を示している。図１０Ａは、ＲＦカテーテルによって形成された傷を概略的に示す。図１０Ｂと１０Ｃは、２つの異なるラットの心臓を表しており、ｆＮＡＤＨ画像（左図）と対応するRH237画像（右図）で傷を示している。これらの画像の下にあるスケールバーは５ｍｍに対応している。図１０Ｄは、３つのＲＦアブレーション（ｆＮＡＤＨ、ＲＨ２３７画像及びＴＴＣ接触画像）を有するうさぎの心臓を示す。これらの画像の下にあるスケールバーは、５ｍｍに対応している。白色のＴＴＣチャンネル内の茶色がかった縁がＲＨ２３７存在領域に一致している。重要なことは、図１０Ｂ、１０ＣにおけるｆＮＡＤＨとＲＨ２３７画像（傷に対応）の比較からわかるように、ＲＦ２３７の明るい領域の径がｆＮＡＤＨで示す傷の領域よりも著しく小さいことである。ＲＨ２３７画像における傷の大きさは、例えば図６Ａに示されたｆＮＡＤＨ及びＴＴＣ画像に普通に見られる内側のリング状構造に対応している。

明るいＲＨ２３７に対する妥当な説明としては、心外膜毛細血管に重大な損傷が挙げられる。この損傷は、ＲＦ電極直下で抵抗熱を直接受けた場所に発生している。したがって、図１０Ｂ、１０Ｃに見られるように、ＲＨ２３７染料の洗い流しを弱める。ＲＦ電流は、アブレーション電極に直に接触する組織の狭い縁の抵抗加熱を通じて組織を加熱する。より深部の組織が加熱されるのは、この小さな環状部からの誘導熱による。不可逆心筋障害に対しては摂氏５０度を超える温度が必要である。摂氏１００度以上になると電極と組織の接触部で沸騰が始まり、凝固（すなわち、図６Ａの茶色がかったリング）を生じる。２つのモードの傷の画像を比較することにより、直接抵抗加熱が、深部組織層への誘導熱移動から区別される。

血液かん流ラット心臓のＲＦ傷

図１１Ａ、１１Ｂ、１１Ｃ、１１Ｄ、及び図１１は、血液かん流開胸動物におけるＲＦアブレーションを視覚化した図である。具体的に、図１１Ａは、心外膜ＲＦアブレーション傷を有するラット心臓の開胸明視野画像で、図１１ＢはｆＮＡＤＨを用いて観察したものと同じ心臓を示す。図１１Ｃに示すように、アブレーションされた心臓を外部から加えられた血液に完全に浸けることでｆＮＡＤＨ信号は不明瞭になった。血液は光学的に中位の密度を有し、可視光の帯域で組織特性の分光学的評価を妨げる。したがって、重要なことは、血液かん流動物におけるｆＮＡＤＨ撮影の実行可能性を示すことであった。これは、動物の胸を開けた直後に心外膜に傷を付けるとともに、摘出心臓実験と同様の方法でｆＮＡＤＨ画像を取得することによって行った。図１１Ｂに示すように、これらの画像中に主要血管は暗い跡として表れた。しかし、ＲＦアブレーション傷は明確に表れた。これは、ミトコンドリアの豊富な心筋は、十分なｆＮＡＤＨを提供し、周囲のアブレーションされていない組織を明らかにすることを示している。図１１Ｃに示すように、同じ心臓の心外膜面を血液に浸けた場合、視野全体が暗くなった。図１１Ｄに示すように、透明ポリ塩化ビニリデンのシートを用いて血液が心筋表面から移動されると、ＲＦアブレーション傷はｆＮＡＤＨ画像内で明らかにされた。

図１２は、開胸心臓手術の際にイヌの左心房組織から取得したアブレーション傷を示す。組織は、心房細動肺静脈分離手術の領域の近くに配置された。左心房が外科的に開かれ、血液が除かれた。心房組織の通常かん流を行えるように、動物にはその時点でバイパス術が施された。

図１３は、冷凍アブレーション後のラット心臓の心外膜面上のアブレーション傷の画像である。この画像は、血液の無い摘出されたラットの心臓から取得した。冷凍アブレーションは、金属先端カテーテルの先端上で液体窒素を使って行われた。

図１４は、無線周波数アブレーションを使ってアブレーションされた肝臓かん流ラット組織を示す。

図１５は、標準カテーテルの右側の２Ｄ画像と、３Ｄマッピングシステムに３Ｄ統合された再生画像である。コンピュータシステムとプログラムを利用して取得したＮＡＤＨ蛍光の２Ｄ画像を、図示するように心房組織上に重ねた、３Ｄ画像に変換するために利用できる。

幾つかの実施例では、アブレーションされた心臓内心臓筋肉組織と、肺静脈と左心房の結合部におけるアブレーションされていない隙間のリアルタイムの画像を取得するための方法が提供されており、その方法は、ＮＡＤＨ蛍光を視覚化するために周囲の血液を除くべく、透明流体でもって膨張可能な適合バルーンを膨張させる工程、紫外線能ファイバを使用して肺静脈と左心房の組織のミトコンドリアＮＡＤＨを励起するために、紫外線を照射する工程と、光学的撮影束を用いて照明された肺静脈と左心房の組織からＮＡＤＨ蛍光を検出する工程と、４６０ｎｍのバンドパスフィルタで検出ＮＡＤＨ蛍光をフィルタリングすることで、蛍光カメラを用いて蛍光画像を作成する工程を有し、前記検出された蛍光画像が、蛍光の欠如によって暗い外観を有するアブレーションされた傷の生理機能と、通常蛍光による明るい外観を有する隙間と、アブレーションされた傷を囲む、明るい輪の形をした虚血性又は損傷した組織を示すものである。

幾つかの実施例では、アブレーションされた心臓内心臓筋肉組織と、肺静脈と左心房の結合部におけるアブレーションされていない隙間のリアルタイムの画像を取得するための方法が提供されており、その方法は、ＮＡＤＨ蛍光を視覚化するために周囲の血液を除くべく、透明流体でもって膨張可能な適合バルーンを膨張させる工程、紫外線能ファイバを使用して肺静脈と左心房の組織のミトコンドリアＮＡＤＨを励起するために、紫外線を照射する工程と、ＣＭＯＳを用いて照明された肺静脈と左心房の組織からＮＡＤＨ蛍光を検出する工程と、４６０ｎｍのバンドパスフィルタで検出ＮＡＤＨ蛍光をフィルタリングすることで、蛍光カメラを用いて蛍光画像を作成する工程とを有し、前記検出された蛍光画像が、蛍光の欠如によって暗い外観を有するアブレーションされた傷の生理機能と、通常蛍光による明るい外観を有する隙間と、アブレーションされた傷を囲む、明るい輪の形をした虚血性又は損傷した組織を示すものである。

幾つかの実施例では、肺静脈領域のアブレーションされた傷を視覚化するとともに生理学的情報を提供する方法を示す。この方法は、紫外線光源を使って、アブレーションされた組織と、該アブレーションされた組織の周囲のアブレーションされていない組織とを照明する工程と、照明された組織を撮影する工程と、照明されて撮影された組織の表示を作成する工程とを有し、前記表示が、アブレーションされた組織の周囲のアブレーションされていない領域よりも弱い蛍光をもってアブレーションされた組織を表す。幾つかの実施例では、表示は、低い蛍光又は無蛍光の領域によって囲まれた高蛍光の領域を示す。幾つかの実施例では、低蛍光の領域に囲まれた高蛍光の領域は、高蛍光の領域がアブレーションされていないことを示す。幾つかの実施例では、照明された組織において、蛍光はＮＡＤＨによって生じる。幾つかの実施例では、無線周波数の冷凍アブレーション又はレーザカテーテルが使用されて組織がアブレーションされる間に、照明、撮影、再生が実行される。幾つかの実施例では、照明と撮影は、ルーメンカテーテルの先端に連結された光ファイバ導波路を用いて行われ、光ファイバ導波路は紫外線光源から照明組織まで紫外線を送る。幾つかの実施例では、組織は心臓組織である。幾つかの実施例では、照明組織の撮影は、追加の化学品なしで、照明組織に対して行われる。

幾つかの実施例では、心房細動（ＡＦ）を治療する方法が示されており、この方法は、心房細胞の一部をアブレーションする工程と、紫外線光源を用いて組織を照明する工程と、蛍光カメラと蛍光を視覚化するフィルタとを用いて、照明された組織を撮影する工程と、撮影された照明組織の表示を作成する工程と、撮影された照明組織の表示に基づいて、アブレーションされた組織の間の隙間を識別する工程とを有し、アブレーションされた組織は、該組織に暗い外観をもたらす蛍光の欠如によって識別され、アブレーションされていない組織をつなぐ隙間は、明るい外観をもたらす蛍光によって識別され、前記方法はさらに、アブレーションされた組織の間にあって、識別された、アブレーションされていない組織の隙間をアブレーションする工程を含む。幾つかの実施例では、表示は、アブレーションされた組織が、前記隙間よりも弱い蛍光を有するものとして現れる。

幾つかの実施例では、組織を撮影するシステムは、末端部と基端部を有するカテーテルと、カテーテルの末端部近傍に配置された膨張可能なバルーンと、カテーテルの末端部からバルーンに伸びる光学ハウジングを備えており、光学ハウジングは、バルーンの内側に、バルーン外側の組織を照明する光源と、照明された組織を撮影するカメラを有する。

幾つかの実施例では、組織を撮影するシステムは、末端部と基端部を有するカテーテルと、カテーテルの末端部近傍に配置された膨張可能なバルーンと、カテーテルの末端部からバルーン内に伸びる光学ハウジングと、バルーン内の光源と、バルーン内のカメラとを有し、光源は光学ハウジングに支持されて、組織内の天然還元型ニコチンアミド・アデニン・ヌクレオチド（ＡＤＨ）又は還元型ンアミド・アデニン・ヌクレオチド（ＮＡＤＨ）を励起するように構成されており、カメラは光学ハウジングに支持されており、光源によって照明された組織を撮影するように構成されている。

幾つかの実施例では、組織を撮影するシステムは、末端部と基端部とを有するカテーテルと、カテーテルの末端部近傍で血液を流体に置き換えるかん流ポートと、カテーテルの末端部から伸びる光学ハウジングとを有し、光学ハウジングは、組織を照明する発光ダイオード光源と、照明された組織を撮影するために光学画像を電子信号に変換する複数の撮像センサを含む視覚化装置を支持する。

幾つかの実施例では、組織を撮影するシステムは、血液を動かして光を送ることができる流体を注入するシースと、シース内に配置されたカテーテルと、末端部と基端部とを有するカテーテルと、カテーテルの末端部から伸びる光学ハウジングとを有し、光学ハウジングは、組織を照明する発光ダイオード光源と照明された組織を撮影するために光学画像を電子信号に変換する複数の撮像センサを支持するように構成されている。

幾つかの実施例では、組織を撮影する方法は、カテーテルの末端部近傍に配置された膨張可能なバルーンと前記カテーテルの末端からバルーン内に伸びて光源とカメラをバルーン内に位置させる光学ハウジングとを有するカテーテルを組織に向けて前進させる工程と、組織をアブレーションする工程と、光源を用いて、アブレーションによって治療された組織と周辺組織を含む組織領域を照明し、該組織領域のＮＡＤＨを励起する工程と、撮像装置を用いて、前記組織領域のＮＡＤＨ蛍光を検出して該組織領域を撮影する工程と、照明されて撮影された組織の表示を作成する工程を含み、アブレーションされた組織を示す表示は、アブレーションされていない組織よりも弱い蛍光を有するものとして表す。

以上の開示は、本開示の種々の非限定的実施例を記載したもので、限定的なものではない。本開示の精神と実体を組み込んだ実施例の変形は当業者によって行われ得るものであるから、本開示の実施例は特許請求の範囲の発明とその均等物をすべて含むものと理解すべきである。

Claims (29)

1. 組織を撮影するシステムであって、
   末端部と基端部を有するカテーテルと、
   前記カテーテルの前記末端部に配置された膨張可能なバルーンと、
   前記バルーンの内側に配置されて前記バルーンの外側の組織を照明する光源であって、前記組織内のＮＡＤＨ蛍光を励起する波長を有する光を発する紫外線光源と、
   前記バルーンの内側に配置され、照明された前記組織を撮影するカメラを備えており、
   前記紫外線光源と前記カメラは、前記カテーテルから前記バルーンに向かって伸びる光学ハウジングに支持されており、
   前記光学ハウジングの外面と前記バルーンの内壁との間に隙間が形成されており、前記隙間が前記バルーンを膨張及び収縮するために前記カテーテルの膨張ルーメンと前記バルーンとの間に流路を提供している、システム。
2. 前記カメラは、波長４６０ｎｍで少なくとも５０％から７０％の量子効率を有する電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラである、請求項１のシステム。
3. 前記光源が紫外線を発するダイオード（ＬＥＤ）である、請求項１のシステム。
4. 前記カメラが、光学イメージを電子信号に変換する画像センサを含む、請求項１のシステム。
5. 前記光学ハウジングが前記バルーンに対して回転可能である、請求項１のシステム。
6. 前記カテーテルの前記末端を超えて伸び、前記バルーンを構造的に支持するサポートチューブを有する、請求項１のシステム。
7. 前記サポートチューブの末端の近くに、アブレーション部材として機能するように構成された先端部を有する、請求項６のシステム。
8. 前記バルーンの末端側に前記アブレーション部材を送るために、前記サポートチューブが前記カテーテルの内腔に連通した内腔を有する、請求項７のシステム。
9. 第１の光源と第２の光源を有し、前記第２の光源は前記第１の光源とは異なる波長の光を発生する、請求項１のシステム。
10. 前記カメラで検出されたＮＡＤＨ蛍光に基づいて、照明された前記組織の画像を生成するために、前記カメラに接続されたディスプレイシステムを有する、請求項１のシステム。
11. 前記カメラと前記ディスプレイシステムは無線で通信される、請求項１０のシステム。
12. 前記光が３００ｎｍと４００ｎｍの間の波長を有する、請求項１のシステム。
13. 心内膜組織を撮影するシステムであって、
    末端部と基端部を有し、心内膜組織に血管を通じて接近する大きさのカテーテルと、
    前記カテーテルの前記末端部を超えて伸びるサポートチューブであって、前記サポートチューブの末端部の周囲に先端部を有するものと、
    前記カテーテルの前記末端部に配置される膨張可能なバルーンであって、適合紫外（ＵＶ）光透過材料で形成されて前記心内膜組織の近くに配置される形状のものと、
    前記バルーンの内側に配置され、前記バルーンの外側にある心内膜組織を照明するために、前記心内膜組織内のＮＡＤＨを励起する波長を有する光を生成する紫外線光源と、
    前記バルーンの内側に配置され、前記紫外線光源からの光が照明された心内膜組織からＮＡＤＨ蛍光を検出するように構成され、前記紫外線光源によって照明された心内膜組織を撮影するカメラを備え、
    前記紫外線光源と前記カメラは、前記カテーテルから前記バルーンに向かって伸びる光学ハウジングに支持されており、
    前記光学ハウジングの外面と前記バルーンの内壁との間に隙間が形成されており、前記隙間が前記バルーンを膨張及び収縮するために前記カテーテルの膨張ルーメンと前記バルーンとの間に流路を提供している、システム。
14. 前記カメラが、波長４６０ｎｍで少なくとも５０％から７０％の量子効率を有する電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラに連結されている、請求項１３のシステム。
15. 前記光が３００ｎｍと４００ｎｍの間の波長を有する、請求項１３のシステム。
16. 前記光学ハウジングは、前記バルーンに対して前記カメラと前記光源を回転するために、前記バルーンに対して回転可能である、請求項１３のシステム。
17. 白色光を発する第２の光源を備えた、請求項１３のシステム。
18. 組織を撮影するシステムであって、
    末端部と基端部を有するカテーテルと、
    前記カテーテルの前記末端部の近くで、血液を流体に置き換えるためのかん流ポートと、
    心臓組織を照明するための発光ダイオード光源であって、前記心臓組織内のＮＡＤＨを励起する波長の光を発するものと、
    照明された前記心臓組織を撮影するために光学イメージを電子信号に変換する複数の画像センサを含む視覚化装置と、
    前記カテーテルの前記末端部の近くに配置された膨張可能なバルーンであって、適合紫外（ＵＶ）光透過材料で形成されて前記心臓組織の近くに配置される形状のものを備えており、
    前記発光ダイオード光源と前記視覚化装置は前記カテーテルの末端部を超えて前記バルーンの内側に配置されている、システム。
19. 前記光が３００ｎｍと４００ｎｍの間の波長を有する、請求項１８のシステム。
20. 中心波長が４６０ｎｍ、帯域幅５０ｎｍを有し、前記カメラに連結されたフィルタを備えた請求項１のシステム。
21. 前記カメラが、波長４６０ｎｍで９０％の量子効率を有する電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラに連結されている、請求項１のシステム。
22. 中心波長が４６０ｎｍ、帯域幅５０ｎｍを有し、前記視覚化装置に連結されたフィルタを備えた請求項１８のシステム。
23. 前記視覚化装置が、波長４６０ｎｍで少なくとも５０％から７０％の量子効率を有する電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラに連結されている、請求項１８のシステム。
24. 前記視覚化装置が、波長４６０ｎｍで９０％の量子効率を有する電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラに連結されている、請求項１８のシステム。
25. 組織を撮影するシステムであって、
    末端部と基端部を有するカテーテルと、
    前記カテーテルの前記末端部に配置された膨張可能なバルーンと、
    前記カテーテルの外側に配置され、前記組織内のＮＡＤＨを励起する波長を有する光を発する光源と、
    前記膨張可能なバルーンの内側に配置された末端部を有し、前記光源に接続された、一つ又は複数の光伝送ファイバと、
    前記カテーテルの外側に配置された電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラと、
    前記膨張可能なバルーンの内側に配置された末端部を有し、前記電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラに接続された一つ又は複数の撮像ファイバを備え、
    前記光源と前記電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラは、前記カテーテルから前記バルーンに向かって伸びる光学ハウジングに支持されており、
    前記光学ハウジングの外面と前記バルーンの内壁との間に隙間が形成されており、前記隙間が前記バルーンを膨張及び収縮するために前記カテーテルの膨張ルーメンと前記バルーンとの間に流路を提供している、システム。
26. 前記電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラが、波長４６０ｎｍで少なくとも５０％から７０％の量子効率を有する、請求項２５のシステム。
27. 前記光が３００ｎｍと４００ｎｍの間の波長を有する、請求項２５のシステム。
28. 中心波長が４６０ｎｍ、帯域幅５０ｎｍを有し、前記電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラに連結されたフィルタを備えた請求項２５のシステム。
29. 前記電荷結合素子（ＣＣＤ）カメラが、波長４６０ｎｍで９０％の量子効率を有する、請求項２５のシステム。

Images