JPH0838501A - 電気生理学的マッピング及び切除カテーテル - Google Patents

電気生理学的マッピング及び切除カテーテル

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JPH0838501A
JPH0838501A JP7012443A JP1244395A JPH0838501A JP H0838501 A JPH0838501 A JP H0838501A JP 7012443 A JP7012443 A JP 7012443A JP 1244395 A JP1244395 A JP 1244395A JP H0838501 A JPH0838501 A JP H0838501A
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catheter
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platinum
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JP7012443A
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David Lipson
リプソン ディヴィッド
Marc Jensen
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Heart Rhythm Technologies Inc
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 本発明の目的は、切除すべき組織を通って流
体が流れる生物学的構造内に位置している生物学的組織
のマッピング及び切除を行う方法及びカテーテルを提供
することにある。 【構成】 生体適合性外面と、電極が受けた熱を放散さ
せるための熱放散マスとからなる先端部の短いチップ電
極を備えたマッピング及び切除カテーテル。外面は熱放
散マス上に金又はプラチナの薄い層をめっきすることに
より形成できる。或いは、電極全体を生体適合性のある
金合金のような均質材料で形成し、これにより外面が熱
放散マス自体で形成されるように構成することもでき
る。純プラチナより大きい熱伝導率をもつ合金を使用し
ているため、温度限度を超える前に、切除処置を完了す
ることができる。一例として、電極全体を８８％の金及
び１２％のニッケルで形成できる。電極が受けた熱を放
散させるのに、電極への給電線のサイズを過大サイズに
することもできる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、広くは組織のマッピン
グ及び切除に関し、より詳しくは、同一電極により心筋
組織のマッピング及び切除を行う改善された装置及び方
法に関する。
【０００２】
【従来の技術】多くの場合、損傷を受けた組織は、器官
の適正な機能を妨げる。一例として、洞房結節及びＡＶ
結節は、身体に血液を送出するときの心臓の正しい運動
を生じさせる電気制御信号を与える。これらの結節間の
組織が損傷を受けると、制御信号が途絶され、この結
果、不整脈（心律動異常）が生じる。不整脈の治療に
は、抗不整脈薬の投与を含む種々の治療方法があるが、
このような損傷を受けた組織の切除は、多くの場合にお
いて、心臓の正しい作動を回復させることが判明してい
る。このような切除は開心術（直視下心臓手術）により
行われるが、好ましい治療処置は経皮切除である。この
処置において、カテーテルは経皮的に患者に導入され且
つ動脈を介して心臓の心房又は心室に挿通されて、一回
又は複数回の診断処置、治療処置及び／又は外科的処置
が行われる。これらのカテーテル装置は、一般に、導電
ワイヤ、体液又は薬剤の移送等の種々の目的に使用する
５〜６個の管腔を有している。選択された心内膜部位の
システマティックな走査を行う電極（単一又は複数）を
配置するのに、操縦可能な電気生理学的（ｅｌｅｃｔｒ
ｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ：ＥＰ）カテーテルを使
用して、波形電気パルスが心臓の各収縮中に心臓を通っ
て伝搬するときの電気パルスの伝搬を検出することがで
きる。不規則な電気パルスの検出により、損傷を受けた
細胞の位置を確認できる。これらの損傷を受けた細胞の
位置がひとたび確認されたならば、医者は、偏光波障害
物（ｄｅｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｗａｖｅ ｏｂｓ
ｔｒｕｃｔｉｏｎ）を除去し且つ正常な心拍動を回復さ
せる試みにおいて、損傷を受けた細胞を破壊するのに切
除処置を用いることができる。経皮ＥＰカテーテルに要
求される特性は、小形であること及び可撓性を有するこ
とである。
【０００３】損傷を受けた組織を切除する前に、損傷を
受けた組織の位置を或る程度の精度で確認し、切除エネ
ルギを正確に指向できるようにしなければならない。損
傷を受けていない組織の切除は、損傷を受けた組織の部
分切除と同様に好ましくないものである。損傷を受けた
組織の正確な位置確認が行える種々の形式のＥＰカテー
テルが開発されている。上記のように、損傷を受けた組
織の位置確認を行うため、心臓内の選択された心内膜部
位が連続的に走査すなわちマッピングされる。マッピン
グ装置に望まれる特性は小形なことである。小形であれ
ばある程、損傷を受けた組織の確認に、より高い解像度
を得ることができる。走査電極が大きければ大きい程、
より広い表面積と接触し、従って解像度は低くなる。長
さ１ｍｍのマッピング電極が開示されている。ＥＰカテ
ーテルに望まれる他の特性は、カテーテルを引き抜き且
つ再導入（又は別のカテーテルを患者に導入）すること
なくマッピング処置及び切除処置の両処置を行うことが
できることである。マッピングカテーテルと別の切除カ
テーテルとを取り替えることは好ましくない。なぜなら
ば、患者の外傷が大きくなること及び被取替えカテーテ
ルの位置に取替えカテーテルを正確に配置するのが困難
だからである。かくして、ひとたび患者に取り付けられ
たものを取り外すことなくマッピング処置及び切除処置
の両処置を行うことができるＥＰカテーテルが開発され
ている。
【０００４】一般的なＥＰカテーテルはその手元側端部
に電気コネクタを備えており、該コネクタは、マッピン
グ処置及び切除処置を行う適当な機器に接続される。例
えば、マッピング中に、カテーテル電極に接続される電
線は、コネクタを介して、コンピュータ制御形電気信号
センサを備えた分析機器に接続される。切除処置中に、
１つ以上のカテーテル電極（好ましくはチップ電極）に
接続される電線（単一又は複数）は、コネクタを介し
て、可変（又は固定）インピーダンスを有し且つ１００
ｋＨｚ〜３０ｍＨｚの間の周波数を有する１００ワット
までの電力を供給する電源に接続される。図１には一般
的なＥＰカテーテルが示されており、該ＥＰカテーテル
を以下に詳細に説明する。カテーテル１０は、カテーテ
ルチューブ２０の先端部１４に配置された活性電極１２
と、該活性電極１２から手元側に間隔を隔てた位置でチ
ューブ２０の周囲に配置されたリング電極１６とを有す
る。電極は、細い可撓性ワイヤを介してカテーテルの手
元側端部１８に接続されている。心内膜がマッピングさ
れ且つ損傷を受けた組織が確認されたならば、損傷を受
けた組織の切除を行うことができる。損傷を受けた心内
膜細胞を破壊するのに、多くのＥＰカテーテルはＲＦ
（高周波）技術を使用している。不整脈の治療におい
て、心筋切除にＲＦエネルギを使用することは、広範囲
に受け入れられており且つ成功を収めている。心筋組織
にＲＦエネルギを付与する結果として、熱による組織の
損傷及び切除が生じる。
【０００５】実際には、カテーテルの先端部１４に、目
標とする損傷を受けた細胞のマッピング及び該細胞を破
壊するＲＦエネルギの放射の両方に使用される電極１２
が設けられている。このような活性電極は、接触する隣
接組織を加熱する電界又は磁界の源である。最も有効に
するため、ＲＦ切除カテーテルの先端部の電極は、目標
とする心内膜組織と密接するように配置され、集中エネ
ルギが心内空間内の血液を沸騰させる原因となることが
あるギャップが形成されないようにする。しかしなが
ら、電極が心内膜と密接するように挿通されたとして
も、一般に、電極の一部は血液と接触した状態にある。
これは、単極及び双極の両アプローチについていえるこ
とである。一般的に「単極（ｕｎｉｐｏｌａｒ）」と呼
ばれているアプローチでは、一方のカテーテル電極との
電気的切除回路を完成する戻り路として機能させるべ
く、大きな表面積の電極が患者の胸部上に配置される。
双極アプローチでは、一般に、電気回路を完成させるの
にカテーテルの２つの電極が使用される。この回路に
は、チップ電極と、先端部近くに配置されるバンド電極
とを設けることができる。双極アプローチでは、カテー
テルの２つの電極間を移動するフラックス（融剤）が心
内膜に入り、切除を行う。双極装置では、単極装置と同
様に、一般に、活性電極の一部が血液と接触し、これら
の電極が過度の高温に達すると沸騰が生じる。
【０００６】生育可能組織と生育不能組織との間の境界
の温度は約４８℃である。４８℃より高い温度に加熱さ
れた組織は生育不能になり、切除体積（ａｂｌａｔｉｏ
ｎｖｏｌｕｍｅ）を形成する。治療有効性のためには、
切除体積は心内膜内に数ｍｍ入り込み且つ少なくとも数
ｍｍ2 の表断面積を有する必要がある。目的とすること
は、最高組織温度を１００℃より低く維持しながら、組
織の温度（一般には３７℃）を、かなり均一に、４８℃
より高い切除温度まで上昇させることにある。約１００
℃で、血液の焦げ及び沸騰が生じる。焦げは、特にカテ
ーテル電極の表面でやっかいな問題となる。なぜなら
ば、手術を続ける前に、カテーテルを取り出し且つ浄化
しなければならないからである。また、血液の焦げ及び
沸騰は血液及び組織の導電性を大幅に低下させ、電気的
加熱回路の全電気インピーダンスの増大及び組織への電
力供給の低下をもたらす。インピーダンスが増大し過ぎ
ると、心臓内にスパーク及び血栓が生じる。ＲＦエネル
ギ電極自体には大量の熱は発生しないけれども、加熱さ
れた隣接心内膜組織が、該組織を通る熱伝導により電極
を加熱する。前述のように、活性電極の一部は心臓内の
血液と接触しており、電極の温度が９０〜１００℃を超
えると、血液を沸騰させ且つ電極上に血餅を生じさせる
ため、ＲＦエネルギの供給を停止しなくてはならない。
しかしながら、温度上昇によりＲＦエネルギ発生器を停
止すると、充分な時間をかけて全切除処置を完了するこ
とができない。損傷を受けた組織を許容できる深さまで
切除すべく長時間をかけて多量の電力を供給できる切除
電極を提供することは、現在の切除カテーテル電極設計
の最終目的である。高電力を長時間使用することは切除
処置の成功の可能性を高めることが判明している。
【０００７】切除電極で大きな切除深さを得る手段につ
いての多数の研究が行われている。例えば、Ｌａｎｇｂ
ｅｒｇ，Ｌｅｅ，Ｃｈｉｎ，Ｒｏｓｅｎｑｖｉｓｔ著
「高周波カテーテル切除：Ｖｉｖｏでの切除体積に関す
る電極サイズの効果（Ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ
Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ａｂｌａｔｉｏｎ： Ｔｈｅ Ｅｆ
ｆｅｃｔ Ｏｆ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ｓｉｚｅ Ｏｎ
Ｌｅｓｉｏｎ Ｖｏｌｕｍｅ Ｉｎ Ｖｉｖｏ）」
（ＰＡＣＥ社、１９９０年１０月、第１２４２〜１２４
８頁）、Ｋｕｃｋ及びＳｃｈｌｕｅｔｅｒ著「補助的経
路の高周波カテーテル切除（Ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎ
ｃｙ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ａｂｌａｔｉｏｎｏｆ Ａｃ
ｃｅｓｓｏｒｙ Ｐａｔｈｗａｙｓ）」（ＰＡＣＥ社、
Ｖｏｌ．１５、１９９２年９月、第１３８０〜１３８６
頁）、及びＬａｎｇｂｅｒｇ、Ｇａｌｌａｇｈｅｒ、Ｓ
ｔｒｉｃｋｂｅｒｇｅｒ、Ａｍｉｒａｎａ著「非常に大
きな先端側電極を備えた温度ガイド形高周波カテーテル
切除（Ｔｅｍｐｅｒａｔｕｒｅ−Ｇｕｉｄｅｄ Ｒａｄ
ｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃａｔｈｅｔｅｒ Ａｂｌａ
ｔｉｏｎ Ｗｉｔｈ Ｖｅｒｙ Ｌａｒｇｅ Ｄｉｓｔ
ａｌ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ）」（Ｃｉｒｃｕｌａｔｉ
ｏｎ社、Ｖｏｌ．８８、Ｎｏ．１、１９９３年７月、第
２４５〜２４９頁）を参照されたい。これらの各場合に
おいて、結論的には、例えば長さ８ｍｍ程の大きな電極
が有利であると思われる。結果として、多くのカテーテ
ル製造業者は、これらの論文で言及する大きな切除深さ
を得るため切除電極のサイズを大きくしてきた。しかし
ながら、大形の電極は、操縦して心筋部位に位置決めす
るのが困難であることに加え、マッピングの目的には適
していない。切除用に選択された電極は、通常、カテー
テルの先端部に取り付けられ、この位置はマッピング処
置を行うのに優れている。電極サイズの大形化は、マッ
ピング及び切除部位への操縦がより困難になるだけでな
く、前に指摘したようにマッピング処置における解像度
を低下させる。大きな電極は、異常組織の正確な位置を
決定するための感度又は解像度を低下させる。多くの当
業者は、長さ８ｍｍの電極は、解像度の欠如という理由
からマッピングの目的には不適当であると考えている。
【０００８】しかしながら、これらの論文では、電極サ
イズを減少すると、好ましくない切除パターンをもたら
す小電力取扱い能力になると論じられている。例えばＫ
ｕｃｋ及びＳｃｈｌｕｅｔｅｒの論文は、長さ４ｍｍの
チップ電極を使用することにより、長さ２ｍｍの電極に
比べ、切除成功率を大幅に高めることができることを指
摘している（第１３８３頁、右欄）。Ｋｕｃｋ及びＳｃ
ｈｌｕｅｔｅｒの論文以降、Ｌａｎｇｂｅｒｇの論文
は、８ｍｍチップが優れた結果を与えることを論じてい
る。本発明者は、これらの論文が、大きな長さの電極が
マッピング性能を損なうこととは無関係に大きな長さの
電極を切除に使用する現在の技術状態を表していると考
える。本発明者は、現在使用されている電極の全てでは
ないにせよ、殆どの電極は、純プラチナ又はプラチナイ
リジウム合金、一般には「プラチナ１０イリジウム」
（プラチナ９０％、イリジウム１０％）で作られてい
る。プラチナは、 ここで、ｃａｌ＝カロリ、ｃｍ＝センチメートル、ｓ＝
秒、Ｃ＝摂氏（ＡＳＭＭｅｔａｌ Ｈａｎｄｂｏｏｋ
Ｄｅｓｋ編、第１〜５２頁、１９８５年）で求められる
熱伝導率とほぼ同じか、これ以下の比較的小さい熱伝導
率を有する。プラチナ又は「プラチナ１０イリジウム」
合金は生体適合性を有する点で好ましいけれども、その
熱伝導率が小さいため、熱放散能力は小さい。したがっ
て、電極を小さくし過ぎると、加熱された組織との接触
により電極に蓄積された熱の放散能力に欠けたものとな
る。この小さな熱放散能力のため、血液の沸騰及び凝固
を避けるには、切除処置を早く終了することが要求され
る。切除処置の終了を早くし過ぎると、切除処置が不完
全になって不成功に終わり、切除処置を反復しなければ
ならなくなる。
【０００９】この好ましくない状況を回避するため、製
造業者は、「プラチナ１０イリジウム」切除電極を大形
にし、これにより、大きな表面積の電極が切除すべき組
織と接触し、多量の電力を供給し且つ短時間で切除を終
了できるようにしている。また、大形の電極は熱放散を
助ける。大形電極の欠点は、前述のように、マッピング
電極としては精度が低く、切除エネルギの集中性が小さ
く、患者への電極の導入及び位置決めが困難なことであ
る。小形電極はマッピングが良好であることに加え、Ｒ
Ｆエネルギを損傷を受けた組織に集中させる点でも優れ
ており、したがって、損傷を受けていない組織の切除を
制限できる。幾つかの製造業者は、上記切除電極より小
形で且つ純プラチナ（「プラチナ１０イリジウム」より
熱伝導率が大きい）で形成された電極を提供している。
しかしながら、本発明者の知る限りでは、これらの電極
は、マッピングを目的とするものであると製造業者によ
り特定されており、切除を目的とするものではない。純
プラチナは、「プラチナ１０イリジウム」より大きい熱
伝導率を有するけれども、他の材料と比較した場合には
熱伝導率は小さく、純プラチナで形成された電極を切除
に使用した場合に該電極に発生する熱に関しては大きな
関心がある。
【００１０】ＥＰカテーテルに関する他の関心事は、切
除電極の温度をモニタリングできるか否かである。温度
が上昇し、最終的に９０〜１００℃に到達する時点を知
ることは、医者が首尾よく処置することを補助する。し
かしながら、温度センサを包囲する材料の熱伝導率は、
特に、センサが切除電極の内部に配置される場合に、そ
の精度に影響が及ぶ。切除電極が「プラチナ１０イリジ
ウム」で形成され且つセンサが電極の外面に取り付けら
れるのではなく電極の内部に配置される構成の幾つかの
場合に、材料の熱伝導率が小さいため、電極の外面の温
度がセンサの温度より高くなることが注目されている。
したがってタイムラグが存在し、温度センサにより表示
される温度は疑わしいものである。したがって、当業者
は、マッピングの目的で使用する場合にも高い解像度が
得られるほど充分に小形であり、且つ温度限度を超える
ことなく切除処置を完遂できるほど充分に大形の電極に
対する要望があることを認識している。また、電極は、
患者の体内で使用できる生体適合性材料で形成しなけれ
ばならない。更に、当業者は、患者の体内での優れた操
縦性を得るのに充分なほど小形であり、目標組織を切除
するエネルギが小さくて済み、且つ切除エネルギを集中
させて、損傷を受けていない組織の切除を回避できる切
除処置を提供することの必要性を認識している。また、
より正確な温度センサ信号を得る能力を向上させる電極
設計が望まれている。本発明は、これらの及び他の要望
を満たすものである。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】簡単且つ概略的にいえ
ば、本発明は、切除すべき組織を通って流体が流れる生
物学的構造内に位置している生物学的組織のマッピング
及び切除を行う方法及びカテーテルに関する。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明のカテーテルは、
マッピング及び切除を行うべき組織に経皮的に導入し且
つ配置できるサイズを有している。また、カテーテル
は、カテーテルの本体部材の先端部に取り付けられた電
極を有し、該電極は、正確で比較的高い解像度のマッピ
ングを行うのに適したサイズと、切除すべき組織に当て
て配置されるときに電極の一部が生物学的構造内の流体
に露出され、熱をこれらの流体に伝達することにより電
極を冷却できる形状及び長さとを有する。電極は、外面
と、電極が受けた熱を電極の周囲の流体に迅速に伝導す
るための熱放散マスとを有する。外面は生体適合性材料
で形成され、熱放散マスは、純プラチナ及び「プラチナ
１０イリジウム」の熱伝導率より大きい熱伝導率を有す
る。本発明による最も詳細な態様では、電極の外面は、
生体適合性材料からなる外層を熱放散マスに緊密に接合
することにより形成される。材料の外層は、切除すべき
組織と接触する純粋物質又は合金化された物質で形成さ
れ、熱放散マスは、高熱伝導率をもつ材料で形成されて
いる。外層は比較的薄いため、電極全体の熱伝導率に与
える影響は比較的小さい。その目的は、導電性及び生体
適合性を有する外面を形成することである。したがっ
て、熱放散マスとして選択される材料は、その生体適合
性よりも熱伝導率に主眼をおいて選択される。例えば、
金又はプラチナの外層で被覆された銀又は銅又はこれら
の合金が考えられる。熱放散マスとして選択される材料
は、純プラチナより大きい熱伝導率を有する。
【００１３】本発明による他の詳細な態様では、電極の
外面は、金、金合金（例えば１４カラットの金）、プラ
チナ、チタン、タングステン、ステンレス鋼、及びコバ
ルトをベースとする生体適合性材料からなる生体適合性
材料の群から選択される。他の態様では、電極全体が、
純プラチナより大きい熱伝導率をもつ均質な生体適合性
材料で形成される。より詳細な態様では、均質な材料
は、金合金、純チタン及び純タングステンからなる生体
適合性材料の群から選択される。したがって、均質電極
は、生体適合性表面及び熱放散マスの両方を形成する。
より詳細な態様では、カテーテルは更に、電極に接続さ
れ且つカテーテルの本体部材の手元側端部まで延びてい
る導電体を有し、該導電体は、少なくとも銅又は引張り
強度を増大させるべく合金化された銅合金の熱伝導率よ
り大きい熱伝導率をもつ材料で形成され且つ切除のため
の電力を電極に供給するのに必要とされるサイズより大
きい直径サイズを有している。その大きなサイズから、
導電体は熱放散マスの一部を形成し且つ電極から熱を奪
取する。更に別の態様では、電極は、丸い端部をもつ全
体として円筒状の形状及び５ｍｍを超えない長さを有し
ている。
【００１４】本発明による方法では、組織を通って流体
が流れる生物学的構造内に位置している生物学的組織の
マッピング及び切除が行われる。本発明の方法は、正確
で比較的高い解像度のマッピングを行うのに適したサイ
ズ、純プラチナの熱伝導率より大きい熱伝導率、及び熱
放散マスを有する生体適合性材料からなる電極を形成す
るステップと、該電極を経皮カテーテルの先端部に取り
付けるステップと、電極の大部分が生物学的構造内の流
体と接触するように、切除すべき組織と接触させるべく
経皮的に位置決めするステップと、切除すべき組織を、
該組織の生育不能レベルまで加熱するための切除エネル
ギを電極に供給するステップと、熱を電極からチャンバ
内の流体に伝導して、切除処置中に電極を冷却するステ
ップとを有する。本発明による方法のより詳細な態様で
は、電極を形成するステップが、生体適合性材料からな
る外層を熱放散マスに緊密に接合するステップからな
り、外層が比較的薄いため、電極全体の熱伝導率に与え
る影響は比較的小さい。外面を内部コアに緊密に接合す
るステップに関する更に詳細な方法ステップは、熱放散
マスに外面をめっきし、且つ純プラチナの熱伝導率より
大きい熱伝導率をもつ材料からなる熱放散マスを形成す
ることからなる。
【００１５】電極を形成するステップでのより詳細な態
様は、金及び金合金（例えば１４カラットの金）、プラ
チナ、チタン、タングステン、ステンレス鋼、及びコバ
ルトをベースとする生体適合性材料からなる群から外面
の材料を選択するステップからなる。他の詳細な態様で
は、電極を形成するステップが、純プラチナより大きい
熱伝導率をもつ均質な生体適合性材料から電極の全体を
形成するステップからなる。より詳細な態様では、均質
な生体適合性材料が、金合金、純チタン及び純タングス
テンからなる生体適合性材料の群から選択される。他の
詳細な態様は、少なくとも銅合金より大きい熱伝導率を
もつ材料で導電体を形成し、該導電体は、切除のための
電力を電極に供給するのに必要とされるサイズより大き
い直径サイズを有し、導電体を電極に接続し且つ導電体
を経皮カテーテルの手元側端部まで延ばし、電極が受け
た熱を導電体で放散させることからなる。他の詳細な態
様では、電極を形成するステップが、全体として円筒状
の形状、丸い端部及び５ｍｍを超えない長さを有する電
極を形成するステップからなる。
【００１６】更に別の態様では、１つ以上のバンド電極
が、生体適合性外面及び熱放散マスを備えている。この
ようなバンド電極内に温度センサを設けることもでき
る。バンド電極の熱放散マスは、純プラチナの熱伝導率
より大きい熱伝導率をもつ材料で形成されている。
【００１７】
【実施例】本発明の他の特徴及び長所は、本発明の特徴
を例示する添付図面に関連して述べる以下の詳細な説明
から明らかになるであろう。以下の記載において、添付
図面における同一要素及び同類要素につき、同じ参照番
号を使用する。図面、特に図１を参照すると、先端部の
活性チップ電極１２を備えた一般的な電気カテーテル１
０が示されている。活性電極１２は、マッピング、及び
選択された心筋組織への切除エネルギの供給に使用され
る。プラスチックのカテーテルチューブ２０が、先端部
の活性チップ電極１２と、手元側端部１８のコネクタ２
２とを連結している。電気ワイヤ２４が、活性電極１２
とコネクタ２２とを電気的に接続している。カテーテル
チューブ２０には、マッピングを行うためのリング電極
１６も取り付けられている。図示しないけれども、リン
グ電極１６とコネクタ２２との間も可撓性のある電気ワ
イヤで接続されている。コネクタ２２は、電気ワイヤ
と、マッピング処置及び切除処置を行う適当な外部機器
との間の電気的接続を行うのに使用される。例えば、図
１において、スイッチング装置２６は、マッピング分析
器２８と、目標組織の切除を行うための活性電極１２に
供給すべきＲＦエネルギを発生するＲＦ源のような電源
装置３０との間で、電極を選択的に接続する。可撓性を
維持するため、接続ワイヤ２４は、比較的細い直径０．
４ｍｍの一般的サイズをもつ２８ゲージ銅線である。
【００１８】電源３０へのカテーテルの接続は、カテー
テルの２つの電極の間（双極構成）、又は一方のカテー
テル電極と大形の中立外部スキン電極との間（単極構
成、図示せず）で行われる。単極電源の接続がここに説
明され且つ図１に示されている。マッピング分析器２
８、ＲＦエネルギ源３０及びスイッチング装置２６は当
業者に良く知られており、ここではこれ以上説明しな
い。図１の電極の熱的設計の目的は、一定量の組織を切
除温度に加熱すると同時に、ピーク温度が電極面１２か
ら離れるようにして、血液の沸騰が生じることがなく且
つ血液の焦げが活性電極の表面を汚さないようにするこ
とにある。活性電極１２の先端部は、組織に対する露出
金属界面を形成し且つＲＦ出力の組織内への伝達による
加熱パターンを組織内に発生する。作動に際し、一般
に、焦げの発生によるインピーダンス変化が認められる
ようになるまで、又は電極の温度限度を超えるまで切除
量を増大させるため、出力が増大される。しかしなが
ら、前述のように、電極１２に使用される材料の熱伝導
率は、切除エネルギを組織に供給できる時間並びに電極
内に取り付けられる任意の温度センサの精度に影響を与
える。
【００１９】図２及び図３には、電極の内部に取り付け
られた温度センサ３４を備えたカテーテル先端部のチッ
プ電極３２が示されている。センサ３４を収容するため
のチャンバ３６が電極内にボアとして形成されている。
センサ３４は種々の形態のものでよく、それらのうちの
２つとしてサーミスタ又は熱電対がある。当業者には、
センサを取り付ける種々の技術が知られており、ここで
はこれ以上詳細な説明は行わない。電極温度をモニタリ
ングするため、センサワイヤ３８を適当なモニタリング
機器に接続することも良く知られている。図４には、本
発明の原理を導入した電極設計が示されている。カテー
テル１４の先端部には、外面４２及び熱放散マス４４を
備えた電極４０が設けられている。図示の実施例では、
外面４２はキャップすなわち層４６からなり、該層４６
は熱放散マス４４を覆っており且つカテーテルチューブ
２０の一部（この場合、約０．２５ｍｍ）の上に延びて
いる。取付けの目的で、熱放散マス４４は、とげの形状
をもつ環状取付けリング５０を備えたステム４８を有す
る。リング５０を備えたステム４８は、カテーテルチュ
ーブ２０の先端部内に圧入される。とげリング５０の形
状により、チップ電極４０は所定位置に保持され、分解
するには大きな引張り力が必要である。また、ステム４
８は、チップ電極４０を、図１と同様な構造でカテーテ
ルの手元側端部（図示せず）に配置される主コネクタに
接続する電気ワイヤ５６の導体５４を受け入れるための
クリンプ装置５２を有している。クリンプ装置５２は、
以下に詳述するように、ワイヤ導体５４との緊密な電気
的及び熱的接触を形成する。
【００２０】患者が傷付く可能性をなくすため、チュー
ブ２０の外面及びチップ電極４０の外層４６は生体適合
性材料で形成されている。これらは、化学的に不活性で
あり且つ生体適合性を有する。例えば、チップ電極４０
の外面は金合金で形成される。熱放散マス４４は患者に
露出されることがないので、必ずしも生体適合性材料で
形成する必要はないが、高い熱伝導率を有する材料で形
成する。例えば、熱放散マス４４は、銅又は銀で形成す
ることができる。次に、外層４６が、当業者に良く知ら
れた手段により熱放散マス４４に緊密に接合される。例
えば、外層４６は、熱伝導性エポキシ、ろう付け、据込
み、クリンプ、圧嵌め又は他の手段により所定位置に保
持することができる。金は、その生体適合性及び比較的
高い熱伝導率を有するため外層４６として望ましいけれ
ども、硬さを増大させ且つ適正形状への機械加工を容易
にするため合金化することもできる。本発明者は、多く
の場合において、比較的高い熱伝導率をもつ金属を強化
するため他の金属と合金化すると熱伝導率が著しく低下
することを見出している。このような効果は、熱放散マ
ス４４の体積に比べ外層４６の体積を非常に小さくする
ことにより幾分相殺される。したがって、外層の金と１
２％のニッケルとの合金化により引き起こされる熱伝導
率の低下は、電極１２の体積と比較して、全体として比
較的小さい。例えば、機械加工又はスタンピング加工さ
れたキャップ４６を熱放散マス４４に接合した長さ４ｍ
ｍの７フレンチのチップ電極の場合には、キャップは、
厚さが０．０８ｍｍ（０．００３インチ）であり且つ電
極の全体積の１４％のみを構成するものであった。外層
は、キャップを別個に製造して熱放散マス４４に接合す
ることにより、或いは、銀又は銅の熱放散マス上に金又
は金合金をめっき、蒸着又は電着することにより形成で
きる。蒸着及び電着を使用すると、電極全体の体積に比
べ、外層の体積を、上記例よりも小さくできるであろ
う。他の物質上に金をめっき又は電着する技術は当業者
に良く知られており、ここではこれ以上説明しない。
【００２１】また、熱放散マスの一部として、カテーテ
ルチューブ２０内に確実に取り付けるのに使用されるス
テム４８も形成されている。ステム４８も高熱伝導率を
有する材料で形成されており、電極４０が受ける熱を放
散させる。この場合、ステムは熱放散マス４４と一体で
あるが、他の構成をとることもできる。他の熱放散手段
として、切除電極４０と手元側のカテーテルコネクタと
を電気的に接続するのに使用される導電体５４は、切除
用電力を通すのに必要とされる太さより太い。導電体５
４は比較的高い熱伝導率を有する銅又は銅合金で作られ
ており、したがって熱の放散に使用できる。良く知られ
ているように、銅は、合金化してその強度を増大させる
ことができる。ベリリウム銅は、本発明で使用できる一
般的な一例である。切除処置時には、先端部の電極４０
が、切除すべき心筋組織と接触するように配置される。
電極４０は丸い先端部をもつ全体として円筒状の形状を
有するので、心臓内の電極を通って流れる血液と接触さ
せるのに、電極の大きな表面積を利用できる。電極４０
は高熱伝導率をもつように設計されており、加熱された
組織から電極が受けた熱は、電極を介し、該電極に沿っ
て流れる血液に迅速に導伝され、電極の冷却を補助す
る。また、熱は、放散のため、ステム４８及び導電体５
４を介して導伝される。
【００２２】電極が効率的な熱放散特性を有するため、
電極は大きな出力を取り扱うことができ、したがって大
きな切除体積が得られる。また、熱放散がこのように効
率的であるため、電極を従来技術の電極より小形化でき
る。一実施例では、８８％の金及び１２％のニッケルで
形成された長さ２ｍｍで、６フレンチサイズの電極は、
プラチナで形成された長さ２ｍｍで、６フレンチの電極
により形成される切除体積の２倍の切除体積が得られ
る。本願において使用する電極の長さとは、カテーテル
本体２０の先端部より先端側の部分をいう。一般に、電
極の長さは、露出した電極表面の長さ（すなわち図４に
おいて参照番号５７で示す長さ）により決定される。図
４に示す電極により得られる熱放散効率のため、長さが
５ｍｍ以下の電極を切除用に使用できる。図５には、本
発明の原理にしたがって構成された第２実施例の電極５
８が示されている。この実施例では、電極５８の全体
が、純プラチナ及び「プラチナ１０イリジウム」より大
きな熱伝導率をもつ均質合金で形成されている。保護外
層が存在しないため、合金は生体適合性を有するもので
なくてはならない。一実施例では、電極は、その全体が
８８％の金及び１２％のニッケルの合金で形成され、こ
の合金は、純金の熱伝導率の約１／２ほどに過ぎないけ
れども、純プラチナより高く、「プラチナ１０イリジウ
ム」の約４倍ほど高い熱伝導率を達成できる。材料を合
金化すると、その熱伝導率は著しく低下するが、構造的
強度を向上させる上で多くの場合に必要とされる。例え
ば、純金は、柔らかいために正確に且つ反復して機械加
工することが困難である。金をニッケルと合金化する
と、その硬度を向上できると同時に高い熱伝導率をも得
ることができる。前述のように、この合金の熱伝導率は
純プラチナの熱伝導率より高い。金の合金化は好ましい
けれども、必ずしも合金化する必要はなく、合金化する
代わりに金の中実電極を使用することもできる。１２％
ニッケル合金は、金の熱伝導率を約５０％低下させるに
過ぎないことが判明している。熱伝導率の低下は好まし
いことではないが、生産性を向上できることは、熱伝導
率の低下という損失を相殺する。一方、「プラチナ１０
イリジウム」で形成された従来の電極は、純プラチナの
電極に比べ、熱伝導率の約５０〜６０％の損失がある。
【００２３】金／ニッケル合金の熱伝導率は純プラチナ
の熱伝導率より大きく、電極５８の金合金は、生体適合
性外面を形成することに加えて熱放散マスとしても機能
する。前の実施例と同様に、熱放散を増大させるため、
クリンプ装置６０及びワイヤ６４の大きな導電体６２が
使用されている。また、図５の実施例は、２ｍｍの電極
を使用して大きな切除体積を得ることができる。図４の
実施例と同様に、図５に示す電極により得られる熱放散
効率は、切除用として長さ５ｍｍ以下の電極の使用を可
能にする。金は、電極として（第１実施例では外層とし
て）好ましい材料であると説明したが、他の材料を使用
することもできる。純プラチナの熱伝導率より大きい熱
伝導率をもつ材料は機能的に受け入れられる材料である
ことが判明している。高熱伝導率を有する材料を熱放散
マスとして使用することは、温度センサの精度をも向上
させる。高熱伝導率の材料で作られた電極は熱エネルギ
を迅速に伝達するので、電極の外面の温度は内部の検出
点の温度とほぼ等しくなり、精度が向上する。これは、
本発明の原理にしたがって設計されるカテーテルから得
られる結果である。
【００２４】図６には、先端部のチップ電極６８と、該
チップ電極６８より手元側でカテーテルの先端側端部に
取り付けられた少なくとも１つのバンド電極７０とを備
えたカテーテル６６が示されている。これらの両電極６
８、７０は、高熱伝導率材料で形成された熱放散マス７
６、７８を有する。また、前述のように、先端部のチッ
プ電極６８内に温度センサ３４が配置されている。図面
の明瞭化のため、センサワイヤはバンド電極７０に終端
している状態が示されているが、実際には、ワイヤは、
特定の機器に接続できるようにカテーテルの手元側端部
まで延びている。チップ電極６８及びバンド電極７０に
は、図４に示したように生体適合性材料からなる外層を
形成できるし、或いは図５に示したように均質な生体適
合性材料で電極の全体を構成することもできる。両電極
６８、７０は、双極切除処置を行うのに使用できるし、
或いは単極切除処置に別々に使用できる。単極切除処置
に使用する場合には、第２電極は、第１電極が使用不能
になった場合のバックアップシステムとなる。また、図
６には、バンド電極７０の温度をモニタリングするため
の第２温度センサ７２が示されている。第１温度センサ
３４の場合と同様に、図面の明瞭化のため、第２センサ
７２のワイヤ７４は図面中に終端した状態が示されてい
る。
【００２５】熱放散マス７８を備えた１つのバンド電極
７０のみが示されているけれども、別のバンド電極にも
同様に、このような熱放散マス及び別の温度センサを設
けることができる。更に、先端部のチップ電極と同様
に、バンド電極に生体適合性外層を設けることができ、
熱放散マスの長さを５ｍｍ以下にすることができる。し
たがって、本発明によれば、高解像度のマッピングを行
なうのに充分なほど小さく且つ非常に大きな電極に匹敵
する切除体積を得るのに充分なほど大きいチップ電極が
提供される。小形サイズであるため操縦性が高められ、
切除エネルギを良好に集中させることができる。熱放散
マスは、大形電極に使用される切除エネルギ量より小さ
い切除エネルギを加えても、満足できる切除体積を得る
ことを可能にする。８ｍｍの電極チップが６０〜１００
ワットの出力で達成できるのと同じ切除体積を達成する
のに必要とされる出力は８〜５０ワットでよい。両場合
において、本発明にしたがって構成されたカテーテルに
より達成される切除体積は、大形カテーテルにより達成
される切除体積に匹敵する。６フレンチで長さ２ｍｍの
金合金電極は、６フレンチで長さ２ｍｍの純プラチナ電
極により得られる切除体積の２倍の切除体積を得ること
ができることが判明している。第２の比較では、７フレ
ンチで長さ４ｍｍの金合金電極は、７フレンチで長さ４
ｍｍのプラチナ合金電極の２倍の切除体積を達成した。
小さい出力条件は、患者が害を受ける可能性のある大き
な出力レベルに曝されない点でも有益である。
【００２６】以上、本発明の特定の形態を説明したが、
本発明の精神及び範囲から逸脱することなく種々の変更
を行ない得ることが明らかである。したがって、本発明
は特許請求の範囲の記載以外の制限を受けるものではな
い。
【図面の簡単な説明】
【図１】分析機器及び電源機器に接続された従来技術の
ＥＰカテーテルのブロック図であり、「プラチナ１０イ
リジウム」で形成された活性チップ電極への接続部を示
すものである。
【図２】切除電極内に取り付けられる温度センサの細部
を示す断面図である。
【図３】切除電極内に取り付けられる温度センサの細部
を示す端面図である。
【図４】本発明の原理に従って構成されたマッピング及
び切除カテーテルの先端部の第１実施例であり、マッピ
ング及び切除の両方に使用でき且つ熱放散マス上に設け
られた生体適合性材料の外層を備えた電極を示すもので
ある。
【図５】生体適合性表面及び熱放散マスの両方を形成す
る生体適合性材料で全体が形成された電極を示す断面図
である。
【図６】チップ電極及びバンド電極が熱放散マス及び生
体適合性外面を備えた構成の別の実施例を示す概略図で
ある。
【符号の説明】
１０ カテーテル １２ 活性電極 １４ 先端部 １６ リング電極 １８ 手元側端部 ２０ カテーテルチューブ ２２ コネクタ ２６ スイッチング装置 ２８ マッピング分析器 ３０ ＲＦエネルギ源 ３２ チップ電極 ３４ センサ ４０ 電極 ４２ 外面 ４４ 熱放散リング ４６ キャップ（層） ４８ ステム ５０ リング ５２ クリンプ装置 ５４ ワイヤ導体 ５６ 電気ワイヤ ５８ 電極 ６０ クリンプ装置 ６２ 導電体 ６４ ワイヤ ６６ カテーテル ６８ チップ電極 ７０ バンド電極 ７２ 第２温度センサ ７４ ワイヤ ７８ 熱放散マス
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 マーク ジェンセン アメリカ合衆国 カリフォルニア州 92069 サン マーコス オーラ ストリ ート 828

Claims (22)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 切除すべき組織を通って流体が流れる生
    物学的構造内に位置している生物学的組織のマッピング
    及び切除を行うカテーテルであって、切除すべき組織に
    経皮的に配置できるサイズを有するカテーテルにおい
    て、 経皮的に患者に導入でき且つ先端部と手元側端部とを備
    えた本体部材と、 該本体部材の先端部に取り付けられた電極とを有し、該
    電極は、比較的高い解像度のマッピングが行えるサイズ
    と、切除を行うために組織に当てて配置されるときに電
    極の一部が生物学的構造内の流体と接触して、熱を流体
    に伝達することにより電極を冷却できる形状及び長さと
    を有し、前記電極が、 少なくとも「プラチナ１０イリジウム」より大きい熱伝
    導率を有する生体適合性材料で形成された外面と、 純プラチナより大きい熱伝導率を有する材料で形成され
    且つ電極が受けた熱を放散させるため前記外面と接触し
    て配置された熱放散マスとを備えていることを特徴とす
    るカテーテル。
  2. 【請求項２】 前記電極の外面が、熱放散マスに緊密に
    接合された生体適合性材料の層からなり、該外層の材料
    として、少なくとも「プラチナ１０イリジウム」の熱伝
    導率と同じ大きさの熱伝導率をもつ材料が選択されてい
    ることを特徴とする請求項１に記載のカテーテル。
  3. 【請求項３】 前記電極の外層の材料は、金及び金合金
    と、プラチナ及びプラチナ合金と、チタンと、タングス
    テンと、ステンレス鋼と、コバルトを基礎とする生体適
    合性材料とからなる群の生体適合性材料から選択される
    ことを特徴とする請求項２に記載のカテーテル。
  4. 【請求項４】 前記電極の外面及び熱放散マスは、純プ
    ラチナの熱伝導率より大きい熱伝導率をもつ材料からな
    る均質合金の一体構造として形成されていることを特徴
    とする請求項１に記載のカテーテル。
  5. 【請求項５】 前記電極は、その全体が、金及び金合金
    と、純チタンと、純タングステンとからなる群から選択
    され且つ純プラチナの熱伝導率より大きい熱伝導率をも
    つ均質な生体適合性材料で形成されていることを特徴と
    する請求項４に記載のカテーテル。
  6. 【請求項６】 前記電極が、次式 ここで、Ｃ＝摂氏、ｃｍ＝センチメートル、ｓ＝秒、ｃ
    ａｌ＝カロリ で規定される熱伝導率より大きい熱伝導率をもつ材料で
    形成されていることを特徴とする請求項１に記載のカテ
    ーテル。
  7. 【請求項７】 前記電極に接続され且つ本体部材の手元
    側端部まで延びている導電体を有し、 該導電体は、プラチナより大きい熱伝導率をもつ材料で
    形成され且つ切除のための電力を電極に供給するのに必
    要とされるサイズより大きい直径サイズを有し、 前記導電体が電極から熱を奪取することを特徴とする請
    求項１に記載のカテーテル。
  8. 【請求項８】 前記導電体が銅合金で形成されているこ
    とを特徴とする請求項７に記載のカテーテル。
  9. 【請求項９】 前記電極が丸い形状及び５ｍｍを超えな
    い長さを有することを特徴とする請求項１に記載のカテ
    ーテル。
  10. 【請求項１０】 前記電極の温度を検出するための、前
    記熱放散マス内に取り付けられた温度センサを更に有す
    ることを特徴とする請求項１に記載のカテーテル。
  11. 【請求項１１】 前記本体部材の先端部に取り付けられ
    たバンド電極を更に有し、該バンド電極が、 少なくとも「プラチナ１０イリジウム」の熱伝導率より
    大きい熱伝導率をもつ生体適合性材料で形成された外面
    と、 純プラチナより大きい熱伝導率をもつ材料で形成され且
    つ電極が受けた熱を放散させるべく前記外面と接触して
    配置された熱放散マスとを備えていることを特徴とする
    請求項１に記載のカテーテル。
  12. 【請求項１２】 前記バンド電極が、熱放散マスに緊密
    に接合された生体適合性材料の層を有し、前記外層の材
    料は少なくとも「プラチナ１０イリジウム」の熱伝導率
    より大きい熱伝導率をもつ材料が選択されることを特徴
    とする請求項１１に記載のカテーテル。
  13. 【請求項１３】 前記バンド電極の外面及び熱放散マス
    が、純プラチナより大きい熱伝導率をもつ材料の均質な
    合金からなる一体構造物として形成されていることを特
    徴とする請求項１１に記載のカテーテル。
  14. 【請求項１４】 前記電極の温度を検出するための、前
    記熱放散マス内に取り付けられた温度センサを更に有す
    ることを特徴とする請求項１１に記載のカテーテル。
  15. 【請求項１５】 前記電極は、切除すべき組織と係合す
    ると電極の外面の一部が生物学的構造内の流体と接触す
    るように、丸い端部を備えた全体として円筒状の形状を
    有し、 熱放散マスは、組織から受けた熱を外面を介して流体に
    伝導するため、外面と接触して配置されていることを特
    徴とする請求項１に記載のカテーテル。
  16. 【請求項１６】 切除すべき組織を通って流体が流れる
    生物学的構造内に位置している生物学的組織のマッピン
    グ及び切除を行う方法において、 生体適合性材料からなる外面と純プラチナの熱伝導率よ
    り大きい熱伝導率をもつ熱放散マスとを備えた電極を形
    成し、熱放散マスは電極が受けた熱を放散するように外
    面と接触しており、 経皮カテーテルの先端部に電極を取り付け、 該電極がマッピングすべき組織と接触するように電極を
    経皮的に位置決めし、 電極を生物学的構造内の流体との接触にも利用できるよ
    うにするため、切除すべき組織と接触するように電極を
    位置決めし、 切除すべき組織を、該組織の生育不能レベルまで加熱す
    るための切除エネルギを電極に供給し、 電極に到達した熱を熱放散マスにより放散させて、切除
    処置中に電極を冷却することを特徴とする方法。
  17. 【請求項１７】 前記電極を形成するステップが、 少なくとも「プラチナ１０イリジウム」より大きい熱伝
    導率をもつ生体適合性材料からなる層を、熱放散マスに
    緊密に接合することにより外面を形成し、 少なくとも純プラチナより大きい熱伝導率をもつ材料か
    らなる熱放散マスを形成することからなることを特徴と
    する請求項１６に記載の方法。
  18. 【請求項１８】 前記電極を形成するステップが、金及
    び金合金、プラチナ及びプラチナ合金、チタン、タング
    ステン、ステンレス鋼、及びコバルトをベースとする生
    体適合性材料からなる群の生体適合性材料から電極の外
    層の材料を選択するステップからなることを特徴とする
    請求項１６に記載の方法。
  19. 【請求項１９】 前記電極を形成するステップが、純プ
    ラチナより大きい熱伝導率をもつ均質な生体適合性材料
    から電極の全体を形成するステップからなることを特徴
    とする請求項１６に記載の方法。
  20. 【請求項２０】 前記均質な生体適合性材料が、金及び
    金合金、純チタン、及び純タングステンからなる群から
    選択されることを特徴とする請求項１９に記載の方法。
  21. 【請求項２１】 少なくとも銅合金より大きい熱伝導率
    をもつ材料で導電体を形成し、該導電体は、切除のため
    の電力を電極に供給するのに必要とされるサイズより大
    きい直径サイズを有し、 導電体を電極に接続し且つ導電体を経皮カテーテルの手
    元側端部まで延ばし、 電極が受けた熱を導電体で放散させるステップを更に有
    することを特徴とする請求項１６に記載の方法。
  22. 【請求項２２】 切除すべき組織と係合すると電極の外
    面の一部が生物学的構造内の流体と接触するように、丸
    い端部を備えた全体として円筒状の形状を有する電極を
    形成し、 組織から受けた熱を外面を介して流体に伝導するため、
    熱放散マスを外面と接触して配置することを特徴とする
    請求項１６に記載の方法。
JP7012443A 1994-01-28 1995-01-30 電気生理学的マッピング及び切除カテーテル Pending JPH0838501A (ja)

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Cited By (11)

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