JPH11502144A - 電気外科的心筋層血管再生のためのシステム及び方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 患者の心臓の経心筋層血管再生用の方法は、活性電極（８２）を患者の心臓の壁の目標部位の極めて近傍に配置することと、心臓壁の組織を切除するために活性電圧面（８２）とリターン電極（５６）の間に高周波数電圧を印加することを含んでいる。高周波数電圧は心臓組織を切除、すなわち体積的に除去し、前記活性電極表面（８２）が除去された組織によって空けられた空間へ軸線方向に移動され、心臓組織を通るチャネルを堀る。前記活性電極表面（８２）が胸腔に導入されて、心臓の心室空腔に向かう内側チャネルを形成するために心外膜に隣接して配置されてもよく、心外膜に向かう外側に延びるチャネルを形成するために心内膜に隣接して配置されてもよい。どちらの場合においても、心筋層を通って形成されるチャネルは心室空腔内の血液と既存の心筋層の脈管構造の血液との間で直接的なやり取りを促進し、心臓組織への血流を増加する。

Description

【発明の詳細な説明】 電気外科的心筋層血管再生のためのシステム及び方法 発明の背景 １．発明の分野 本発明は、一般的には電気外科に関し、より詳細には、患者の心臓への血流を 増加させるために心臓組織を切断及び切除するために、高周波数エネルギを採用 する手術装置及び方法に関する。 冠状動脈疾患、すなわち、冠状動脈の内壁のアテローム性動脈硬化班の形成は これらの動脈の狭窄又は完全な閉塞を引き起し、心臓への血流が不十分となる。 多数の冠状動脈疾患を治療するための方法が開発されてきた。それ程深刻ではな い場合には、病気の根本の原因を減らすために、薬や生活様式の改善で症状を治 療することで十分なことが多い。より深刻な場合には、風船式血管形成、レーザ 式再路通、ステントの配置、及び同種のもののような血管内テクニックを使用し て冠状動脈閉鎖を治療することができることが多い。 薬治療及び血管内方法が失敗したあるいは失敗しそうな場合には、切開又は胸 腔鏡外科的方法を用いることにより冠状動脈バイパス移植術を行うことが必要と されることが多い。例えば、多くの患者が、過拡散狭窄病変の存在、完全閉塞の 存在、過度に蛇行している血管における狭窄病変の存在のような条件のため、バ イパス手術を依然として必要としている。しかしながら、不幸にも病状が悪すぎ てバイパス手術を受けることができない患者もいる。他の患者に関しても、従来 の血管内手法及び又はバイパス手術の試みが心筋の適切な血管再生をすることに 失敗したことがある。 本発明は、詳細には、レーザ式心筋層血管再生（ＬＭＲ）として 知られる、上述の手法の対する代替手法に関する。ＬＭＲは、心筋循環が冠状動 脈を通して並びに動脈管腔チャネル及び心臓壁の心筋洞様毛細血管を通して行わ れる、という認識で開発された最近の手法である。ＬＭＲ手法においては、人工 チャネルがレーザエネルギで心筋層に形成され、動脈管腔チャネル及び心筋洞様 毛細血管を通るこれらの人工チャネルから自身を灌流する心臓の能力を利用する ことによって、虚血心筋に血流を提供する。一つのかかる手法においては、組織 を気化させて心臓壁に心外膜から心内膜を貫通するチャネルを作るために、ＣＯ₂ レーザが利用され、心室空腔内の血液と既存の心筋脈管構造の血液との間の直 接のやり取りを促す。レーザエネルギが、典型的には関節接合アーム装置によっ て、レーザから心外膜へ伝導される。最近、ＬＭＲの経皮的方法が開発され、こ の方法においては、柔軟な長寸のレーザ装置がカテーテルに取り付けられており 、患者の心臓まで管腔内を案内される。心内膜から心筋層まで所望の距離だけチ ャネルを形成するために、心臓の内壁がレーザエネルギで照射される。 最新のＬＭＲにおける技術は将来有望である一方で、さらにレーザ技術固有の 幾つかの欠点を抱えている。一つのかかる欠点は、心臓組織にチャネルを形成す るためにレーザエネルギが十分に集中されなくてはならないことであり、このこ とがＬＭＲによって形成されるチャネルの直径を小さくしている。加えて、一般 的には、自由ビームレーザは心臓鼓動の静止期又は無活動期の間に各人工管腔又 は血管再生用チャネルを完全に形成しなくてはならない。さもなければ、心臓は 鼓動しておりレーザビームに対して動くので、レーザビームは心臓の周囲部分を 損傷してしまう。結果として、外科医は典型的には約０．０８秒以下でチャネル を形成しなくてはならず、このためには比較的大量のエネルギを必要とする。こ のことは所定 の量のレーザエネルギで形成され得るチャネルの大きさをさらに小さくする。出 願人は、これらの人工チャネルの直径又は最小横寸法は広がった状態を維持する チャネルの能力に影響を及ぼすであろうことを見出した。したがって、既存のＬ ＭＲ手法によって形成された比較的小径のチャネル（典型的には約１ｍｍ又はそ れ以下程度である）は、短時間の期間で閉塞し始めるかもしれず、この閉塞は心 臓組織への血流を少なくする。 現在のＬＭＲに関する他の欠点は、レーザによって形成されるチャネルの位置 及び深さを正確に制御することが困難であることである。例えば、血管再生用チ ャネルが形成される速度は、多くの場合、所定のチャネルがいつ心臓壁の反対側 を貫通したかを決定するのを困難にする。加えて、レーザビームが延びる心臓ま での距離は制御するのが困難であり、このことが心室空腔内の血液又は心臓組織 の加熱又は気化を伴うレーザ照射につながることがある。例えば、心膜方法（す なわち、心臓の外側面から内側面まで）においてＬＭＲ技術を使用するときには 、レーザビームは心臓の壁全体を貫通するだけでなく心臓空腔内の血液を照射す るかもしれない。結果として、一つ又はそれ以上の血栓症又は血餅が形成される かもしれず、これが循環系のどこか他の場所における血管の封鎖につながること がある。あるいはまた、心内膜方法（すなわち、心臓の内側面から外側面に向か って）においてＬＭＲ技術を使用するときには、レーザビームは心臓の壁全体を 貫通するだけでなく心臓の外側境界の周囲の組織を照射して損傷するかもしれな い。 ２．背景技術の説明 電気外科技術及び電気メス技術においての用途向けの無線周波数電極を備える 装置が、ランド(Rand)らの「ジェイ・アースロ・サージ(J．Arthro．Surg.)」１ 巻の２４２〜２４６ページ（１９８５） 、米国特許第５２８１２１６号、同第４９４３２９０号、同第４９３６３０１号 、同第４５９３６９１号、同第４２２８８００号、同第４２０２３３７号に記載 されている。米国特許第４９４３２９０号及び同第４０３６３０１号は、エネル ギを加えられている間周囲の導電性洗浄液から電極を電気的に隔離するために、 単極式電気外科電極のチップに非導電性液体を射出する方法を記載している。米 国特許第５１９５９５９号及び同第４６７４４９９号は、それぞれ、手術部位を 洗浄するために導管を含んでいる、単極式及び双極式の電気外科装置を記載して いる。 米国特許第５３８０３１６号、同第４６５８８１７号、同第５３８９０９６号 、ＰＣＴ出願第ＷＯ９４／１４３８３号、欧州特許出願第０５１５８６７号、ミ ルホセイニ(Mirhoseini)らのジャーナル・オブ・クリニカル・レーザ・メディシ ン・アンド・サージェリ(Journal of Clinical Laser Medicine & Surgery) 第１ １巻Ｎｏ．１の１５〜１９ページ（１９９３）の論文「経心筋層レーザ式血管再 生(TransmyocardioLaserRevascularization)」、ミルホセイニ(Mirhoseini)らの胸郭外科医の胸郭学会年鑑(The Annuals of Thoracic Surgery Society of Thor acic Surgeons) 第４５巻Ｎｏ．４の４１５〜４２０ページ（１９８８）の論文「 心筋層血管再生の新概念(New Concepts in Revascularization of the Myocardi um)」、セン(Sen)らの胸郭手術及び心臓血管手術ジャーナル(Journal of Thorac ic and Cardiovascular Surgery) の第５０巻Ｎｏ．２の１８１〜１８９ページ（ １９６５）の「横心筋刺鍼術(Transmyocardial Acupuncture)」、ウィッテイカ ー(Whittaker)らの循環(Circulation) の第９３巻Ｎｏ．１の１４３〜１５２ペ ージ（１９９６）の「経壁チャネルは虚血組織を保護する(Transmural Channels Can Protect Ischemic Tissue)」、ハーディー(Hardy)らのBasic Res ．Ca rdiol の第８５巻の１７９〜１９６ページ（１９９０）の「ＣＯ₂レーザで引き 起こされた心筋内血管再生を施された犬の心臓における局所的心筋血流及び心臓 力学(Regional myocardial blood flow and cardiac mechanics in dog hearts with CO₂ laser-induced intramyocardial revascularization)」、ワルター(Wa lter)らのEurop ．Surg．Res．の１３０〜１３８ページ（１９７１）の「心室空 腔からの経壁血液供給による急性心筋梗塞の治療(Treatment of Acute Myocardi al Infarction by TransmuralBloodSupply From the Ventricular Cavity)」、 ミルホセイニ(Mirhoseini)及びクライトン(Clayton)のマイクロサージェリージ ャーナル(Journal of Microsurgery) の第２巻２５３〜２６０ページ（１９８１ ）の「レーザによる心臓の血管再生(Revascularization of the Heartby Laser) 」、ミルホセイニ(Mirhoseini)らの手術及び医療におけるレーザの第２巻１８７ 〜１９８ページ（１９８２）の「レーザによる経心室血管再生(Transventricula rRevascularization by Laser)」は、経皮心筋層血管再生のための方法及び装置 を記載している。これらの方法及び装置は、心筋層に横方向チャネルを形成して 心室空腔から心筋層への血流を増加させるために、心臓組織にレーザエネルギを 向けることを含んでいる。 発明の開示 本発明は患者の体の内部又は表面の構造に選択的にエネルギを加えるためのシ ステム、装置、及び方法を提供する。本発明は、手術チームが、壊死の深さを制 限し且つ治療部位に隣接する組織への損傷を制限しながら、人体構造の切除及び 切断のような電気外科的介入を行うことを可能にする。本発明のシステム、装置 、及び方法は、詳細には、経心筋層血管再生手法のような組織を通るチャネル又 は穴を路通する又は掘ることに有効である。 本発明による方法においては、活性電極面が患者の心臓壁の目標部位の極めて 近傍に配置され、高周波数電圧が、心臓壁の組織を切除するために、活性電圧面 とリターン電極との間に印加される。高周波数電圧は心臓組織を切除、すなわち 、体積除去し、心臓組織にチャネルを掘るために電極面が除去された組織によっ て空けられた場所へ軸線方向に移動される。活性電極面が胸腔へ導入され、外側 の心臓壁又は心外膜に隣接して配置されて、心室空腔に向かう内向きチャネルを 形成してもよく、あるいは、活性電極が心臓の心室空腔へ送られて、内側心臓壁 又は心内膜に隣接して配置され、心内膜に向かって外側に延びるチャネルを形成 してもよい。どちらの場合においても、心臓壁に形成されたチャネルは、心室空 腔内部の血液と既存の心筋層脈管構造の血液との間の直接的なやり取りを促して 心臓組織への血流を増加させる。 レーザを必要とする以前の方法を特に上回る、本発明の利点の一つは、外科医 が心臓組織に形成された血管再生用チャネルの位置、深さ、及び直径をより正確 に制御できることである。例えば、高周波電圧が心臓組織（又は、少なくとも実 質的に心臓壁の近く、例えば、普通は約０．１〜２．０ｍｍ程度、好適には約０ ．１〜１．０ｍｍ程度のところにある心臓組織）を切除するように、活性電極面 が心臓壁と接触した状態を保つ。このことが触感を保ち、外科医が周囲組織への 損傷を最小にする且つ（又は）胸腔への出血を最小にするために所定のチャネル の切除をいつ終わらせるべきかをより正確に判断することができるようにする。 加えて、心臓壁で活性電極を軸線方向に移動することにより、外科医が従来のＬ ＭＲより遅いペースでチャネルを形成することができるようになるが、これはチ ャネルが心臓の静止期又は拡張期の間に完全に形成される必要がな いからである。活性電極配列は一般的に約０．１〜３．０ｍｍしか（好適には０ ．１〜２．０ｍｍしか）組織切除用エネルギを電極配列の前部に送らないので、 この比較的遅い切除ペースは外科医がチャネルの深さをより正確に制御すること を可能にする。 一つの実施例においては、先端部に一つ又はそれ以上の電極を有する電気外科 プローブが、心臓壁の外側の胸腔に送られる。プローブが、中央開胸によって又 は二つの隣接する肋骨の間の胸壁のカニューレ又はトロカールスリーブのような 肋間経皮穿通によって、直接送られてもよい。次に、電極又は電極配列が路通さ れる心臓領域の心外膜の極めて近傍に配置され、高周波数電圧が電極又は電極配 列とリターン電極との間に印加され、心臓組織に人工チャネルを形成する。リタ ーン電極はプローブと一体のものであってもよい。例として、リターン電極が切 除用（活性）電極又は電極配列の近くのプローブシャフトの周辺に配置されても よい。別の実施例においては、二つ又はそれ以上の反対の極性の電極が、心臓壁 の切除を行うために、電気外科プローブの先端部に配置されてもよい。あるいは また、リターン電極が、例えば、同じ又は他の肋間トロカールスリーブを通して 送られる他の器具に配置されてもよい。心臓壁と接触を保って外科医による手法 の正確な制御を容易にするように、活性電極が組織を切除するように、プローブ がトロカールによって提供される人工チャネルを通って軸線方向に移動される。 他の実施例においては、電極配列が患者の経皮穿通によって導入され、大動脈 血管の一つを通って左心室空腔まで軸線方向に移動される。この実施例において は、電極又は電極配列は電気外科カテーテルの先端部分を形成してもよく、従来 の又は特別製のガイドカテーテルによって案内されてもよい。次に、電極配列が 心内膜に隣接して配置され、軸線方向に外側に移動され心筋層を通る一つ又はそ れ以上のチャネルを形成する。外科医は、カテーテルを心臓壁を通って軸線方向 に移動してチャネルが所望の深さに到達したときに活性配列への電気エネルギを 終わらせることによって、チャネルの深さを制御してもよい。チャネルが心筋層 を完全に貫通して心外膜の外側表面まで形成されてもよく、あるいは、外科医は 、血液が胸腔へ流れることを防ぐために、心外膜の外側表面を貫通する前に電気 エネルギを終わらせてもよい。 心臓壁に形成されたチャネルの深さの制御が、一つ又は幾つかの方法および装 置の組み合わせを利用して行われてもよい。例として、電気外科カテーテルのＸ 線不透過性マーカと組み合わせて心臓のＸ線透視の同時可視化が、チャネルの深 さを制御して心臓壁の外側面を貫通する前に切除を終わらせるために、外科医に よって利用されてもよい。あるいはまた、プローブ先端チップに隣接する心臓壁 の厚さを決定して、プローブにエネルギを与え心臓組織を切除する前に、外科医 が各チャネルの深さを予め調節することができるようにするために、超音波法が 電気外科カテーテル又はガイド管に組み込まれてもよい。さらに、超音波法が電 気外科カテーテルに組み込まれ、電極又は電極配列の心臓の外側面からの距離を 連続的に検出して、心臓の外側面から予め定められた距離でカテーテルの前進を 止めるために切除用電極に印加される電圧を遮断してもよい。さらに別の実施例 においては、電気外科カテーテルは小径の組織電気インピーダンス測定センサ（ 例えば、直径０．１〜０．５ｍｍ）を含んでおり、このセンサは組織切除用電極 又は電極配列の先（例えば、１〜１０ｍｍ）まで延びている。このインピーダン ス測定センサは、組織を貫通して異なる電気インピーダンスの領域（すなわち、 心臓の周囲の流体が満ちた空腔）に進入すると、心臓の外側面を検出する。 本発明の他の様態においては、チャネルが電気外科器具によって形成された後 に、ステント及びステント移植皮弁のような半径方向に膨張可能な管腔の人工器 官が一つ又はそれ以上の血管再生用チャネルに移植される。チャネルが形成され た直後に（すなわち、電気外科プローブ又はカテーテルで）ステントが移植され てもよく、あるいは、血管再生用チャネルが形成された後に別の送致カテーテル で前記人工器官が移植されてもよい。ステントが狭い直径構成に圧縮され、送致 カテーテルで心臓組織の目標部位まで管腔内を進められる。管内人工器官は、典 型的には、基端部と先端部とその間の軸線方向内腔を有する、半径方向に圧縮可 能な弾性管状フレームからなる。管状フレームは複数の開口又はスロットを含ん でおり、これによって、形状記憶合金、膨張可能な風船、及び同種のもののよう な従来の方法により、管状フレームがチャネル内で半径方向外側に膨張させられ ることができるなっている。ステントは、チャネルの内壁に対して半径方向力を 作用させてチャネルの開放を維持することによって、心室空腔から心筋層への血 流を増加させる。ステント移植皮弁の場合には、多孔性ライナー、典型的には重 合物布製シート、重合物膜、又は同種のものが、管状フレームの管腔表面の全て 又はほとんどに沿って並べられていて管状フレームの開口によってチャネルの閉 塞を防止する一方で、酸素を加えられた血液が多孔性ライナーを通過してチャネ ル周辺の心臓組織へ行けるようにしている。 本発明による装置は、基端部と先端部と先端部又はその近くの一つ又はそれ以 上の活性電極とを有するシャフトを有する電気外科器具からなる。リターン電極 がシャフトの先端部の近くに配置されており、活性電極を高周波数電圧源に電気 的に結合するためのコネクタがシャフトを通って延びている。シャフトの先端部 分と活性電極 とは、心臓壁の組織を切除して心臓壁の少なくとも一部に血管再生用チャネルを 形成するために、トロカール路通（例えば、心膜方法）又はガイドカテーテル（ 例えば、心内膜方法）による送致に合っている大きさにされている。リターン電 極がシャフトと一体で提供されてもよく、あるいは、シャフトと独立していても よい。 シャフトはさらに、一つ又はそれ以上の活性電極とリターン電極との間に導電 性経路を提供するために、導電性液体（例えば、等浸透圧食塩水）の供給手段を 備えていてもよい。電気外科器具はさらに、電力源内の能動的フィードバック制 御を利用して心臓壁の外側面から予め定められた距離で心臓壁の切除（及び路通 の深さ）を中断するために、心臓壁の厚さを測定する（路通の深さを予め調節す るために）又は電気外科器具の先端部から心臓の外側面までの距離を検出するた めの超音波変換器を含んでいてもよい。あるいはまた、電気外科器具は、電力源 の能動的フィードバック制御を利用して心臓壁の切除（及び路通の深さ）を心臓 壁の外側面から予め定められた距離で中断するために、電気外科器具の先端部か ら心臓の外側面までの距離を検出するための電気インピーダンス測定センサを含 んでいてもよい（例えば、センサの先端部で測定された電気インピーダンスが予 め選択された水準以上に増加したときに、印加電圧が遮断される）。 例示的な実施例においては、電気外科器具は、二つの肋骨の間に配置されたト ロカールスリーブのような患者の肋間穿通による送致に合わせて構成された少な くとも先端部を有する電気外科プローブからなる。電気外科プローブは、好適に は、絶縁された複数の電極端子を有する電極配列を先端部に含む。リターン電極 が、心臓組織を貫通する穴を切除する又は穿通するためにその間に高周波数電圧 を印加するために、電極配列から基部側に凹んでいる。電気外科プ ローブは、心臓組織からリターン電極までの電流リターン経路を完成させるため に、導電性流体を目標部位へ送るための流路を含んでいてもよい。あるいはまた 、この経路が、プローブの側面の心臓組織、あるいは心臓壁に存在する血液及び 他の流体によって完成されてもよい。 他の実施例においては、電気外科器具は、心室空腔への管内送致に合わせて構 成された柔軟な操縦可能なシャフトを有するガイドカテーテルからなる。ガイド カテーテルは内側通孔を備えており、心臓壁にチャネルを形成するために、電気 外科カテーテルがこの内側通孔を通して展開されることができる。ガイドカテー テルがまず必要とされるチャネルの部分にある心臓の心内膜面に配置される。次 に、ガイドカテーテルの内側通孔内に配置された電気外科カテーテルが、上述の 一つのチャネルの深さ制御の方法又はその組み合わせに基づいて予め選択された チャネル深さまで進みながら、心内膜の表面に配置され、エネルギを与えられる 。プローブの実施例と同様に、電気外科カテーテルは、好適には、先端部の絶縁 された電極端子の電極配列と、この電極配列から基部方向に凹んでいるリターン 電極とを含んでいる。あるいはまた、上述の電気外科カテーテルが、独立した操 縦可能なガイドカテーテルの必要性を除去する操縦可能なカテーテルボデーを利 用して、心臓の所望の位置まで導かれる。 例示的な実施例においては、プローブ又はカテーテルの先端部の電極配列が、 電極端子の内の少なくとも二つからの電流が電極端子とリターン電極との間の電 気インピーダンスに基づいて独立的に制御されるように、構成されている。電極 配列の個々の電極端子が、電極配列の他の電極のそれぞれから隔離されている電 力源、又は、低比抵抗率の材料（例えば、血液又は導電性食塩水洗浄液）が共通 電極と個々の電極端子との間の低インピーダンス経路となるときに電極への電流 を制限する又は遮断する回路、に接続される。個々の電極用の隔離された電力源 は、低インピーダンスのリターン経路に遭遇したときに関連する電極端子への電 力を制限する内部インピーダンス特性を有する独立した電力供給回路であっても よく、独立的に作動可能なスイッチを通して各電極に接続されている一つの電力 源であってもよく、あるいは、インダクタ、キャパシタ、レジスタ、及び（又は ）共振回路のようなその組み合わせたもののような独立的な電流制限要素によっ て提供されてもよい。電流制限要素が、プローブ、コネクタ、ケーブル、コント ローラに、又はコントローラから先端チップまでの伝導経路に沿って提供されて もよい。低電気比抵抗率材料（例えば、血液）に遭遇したときに電力配送を制限 しながら目標組織（例えば、心臓壁）の切除を行うための、電極への電力配送の 制御に加えて、（経皮的に使用されるときの）電気外科カテーテルは、超音波セ ンサ及び（又は）組織インピーダンス測定センサを備えてもよく、これらのセン サは予め選択されたチャネルの深さ又はそのままの（路通されていない）壁の厚 さに到達したときに電力配送を中断するように働く。 本発明の他の様態においては、電気外科システムは、上述のような電気外科プ ローブ又はカテーテルを、電気外科発電機及び電気外科プローブ又はカテーテル によって形成された血管再生用チャネルに半径方向に膨張可能な管腔の人工器官 を配置するための配送機構とともに含む。この配送機構は、電気外科器具と一体 でも、独立した配送カテーテルの一部でもよい。独立した配送カテーテルは、普 通は、基端部と先端部を有する柔軟な長寸シャフト構造を含む。シャフト構造は 先端部の近くに人工器官収容器を含んでおり、解剖学的管腔内でシャフト及び人 工器官を操作する間に、この収容器に又 はその上に半径方向に圧縮可能な管状人工器官が運ばれる。管腔人工器官は、典 型的には、複数の開口又はスロットを有する半径方向に圧縮可能な弾性管状フレ ームからなり、この開口又はスロットにより、半径方向外側に膨張して拡大され た構成にすることが可能となる。ステントは、管腔の開放を維持するため且つ（ 又は）管腔壁の強度を機械的に増加させるために、内側チャネルに半径方向力を 作用させることによって、心室空腔から心筋層組織への血流を維持する。 本発明のさらに別の様態においては、各人工チャネルに関して「端点」を検出 するため且つ（又は）人工チャネルを形成するのに適した心臓壁の目標部位を決 定するために、器具案内システムが備えられる。器具案内システムは、好適には 、いつ電気外科器具が心臓壁の反対端部（すなわち、心外膜の外側面又は心内膜 の内側面）の近くにあるかを外科医が決定することができるようにする。切除が 心内膜で始まる経皮方法の場合には、検出システムは、プローブが心臓壁を完全 に貫通するチャネルを形成しないように、プローブを軸線方向に移動するのを止 める指示を外科医に出し、こうして出血を制限し且つ心臓の外側面又はその近く にある周囲の組織構造への損傷を減らす。加えて、案内システムは、好適には、 心臓壁の比較的大きな血管の偶然の穿通を防止するために、外科医がチャネルを 形成するのに適した心臓壁の目標部位を決定することを可能にする。案内システ ムは、目標部位を決定するための光ファイバー視野システム又は超音波案内シス テム、又は、プローブが血管及び（又は）心臓壁の外側又は内側エッジの近くに あるときを検出する電流制限回路を含んでもよい。 本発明の本質及び利点のさらなる理解は、明細書の残りの部分及び図面を参照 することによって明白となる。 図面の簡単な説明 図１は、本発明の原理に従って構成された、電気外科プローブ、導電性液体供 給装置、及び電気外科電力供給装置を含む電気外科システムの斜視図であり、 図２Ａは図１の電気外科プローブの先端チップの拡大断面図であり、 図２Ｂは図１の電気外科プローブの端面図であり、 図２Ｃは、電気外科プローブを図１の導電性液体供給装置に電気的に結合する ための配置を図示する、図２Ａの電気外科プローブの基端部の断面図であり、 図２Ｄ及び図２Ｅは、電極端子を製造し且つプローブのマトリックスを絶縁す る一つの方法を図示する、図２Ａの電気外科プローブの先端部の断面図であり、 図３は、導電性液体を目標部位に送るための流体通孔を備えていない他の電気 外科プローブの先端チップの斜視図であり、 図４Ａは、電気配列を図示する、図３の電気外科プローブの先端チップの拡大 断面図であり、 図４Ｂは図３の電気外科プローブの先端チップの端面図であり、 図５は先端部に電気外科装置を持つシャフトを有するカテーテルの斜視図であ り、 図６〜図１０Ａは図１〜図４のプローブ又は図５のカテーテル用の別の電極配 置を図示しており、 図１１は、心室空腔内にある経心筋層血管再生手法を行うための電気外科カテ ーテルを図示する、人間の心臓の断面図であり、 図１２は、胸腔鏡血管再生手法における図３、図４Ａ及び図４Ｂの電気外科プ ローブを図示する、胸腔の断面図であり、 図１３は、心筋層を貫通するチャネルを穿孔している、図３、図 ４Ａ及び図４Ｂの電気外科プローブの断面図であり、 図１４は、心筋層を貫通するチャネルを穿孔している、図１の電気外科プロー ブの断面図であり、 図１５は、導電性液体を目標部位へ送るための外側通孔及び経心筋層チャネル から流体と気体を吸引するための内側通孔を有する、図１４の電気外科プローブ の他の実施例を示しており、 図１６は、心臓組織の目標部位に電気外科プローブを照準するために光ファイ バー視野装置と発光器を備える、電気外科プローブの側面図であり、 図１７は管腔の開放を維持するために経皮手法の間に血管再生用チャネルに配 置された管腔の人工器官を略図的に図示しており、 図１８は、心筋層にチャネルを穿孔している、案内カテーテルに配設された超 音波組織厚さ測定装置を有する、図１の電気外科プローブの断面図であり、 図１９は、心筋層にチャネルを穿孔している、電気外科カテーテルに配設され た超音波組織厚さ測定装置を有する、図１の電気外科プローブの断面図であり、 図２０は、心筋層にチャネルを穿孔している、電極配列の前方に距離Ｌ₁のと ころで心臓の表面を越えることを検出するために電気外科カテーテルに配設され た電気インピーダンスセンサを有する、図１の電気外科プローブの断面図であり 、 図２１は、本発明の電気外科器具の一つによって形成された血管再生用人工チ ャネルをシールするための止血装置の略断面図であり、 図２２は、管腔の開放を維持するために胸腔鏡手法の間に血管再生用チャネル に配置された管腔の人工器官を略図的に図示しており、 図２３は、本発明の電気外科器具の一つによって形成された湾曲している血管 再生用チャネルを略図的に図示している。 好適な実施例の説明 本発明は、患者の体の内部又は体上の目標位置に電気エネルギを選択的に加え るためのシステム及び方法を提供する。詳細には、本発明は、心臓の心筋層を通 る人工のチャネル又は管腔を作ることによって心臓への血流を増加させるための システム、装置、及び方法を提供する。しかしながら、このシステム、装置、及 び方法が、切開手術、腹腔鏡手術、胸腔鏡手術、及び他の内視鏡外科手法を含む 他の手法、並びに、体の他の組織を含む手法に等しく優れて適用され得ることは 了承されよう。 電気外科器具は、基端部と活性電極を支持する先端部とを有するシャフトから なる。シャフトは、一つ又はそれ以上の活性電極を機械的に支持すること及び治 療する医師がシャフトの基端部から電極を操縦できるようにすることを主たる目 的として、幅広い種類の構成をとってもよい。普通、電気外科プローブは、狭い 直径のロッド又は管であり、より普通には胸腔のような体の空腔に組み合わせら れるトロカールやカニューレを通して、関節鏡手法、胸腔鏡手法、及び他の内視 鏡手法のような最小限の介入の手法で、導入することができるような寸法を有す る。従って、プローブシャフトは、典型的には、切開手法では少なくとも５ｃｍ の長さを有し、内視鏡手法では少なくとも１０ｃｍ、より典型的には２０ｃｍ、 又はそれ以上の長さである。プローブシャフトは、典型的には、少なくとも１ｍ ｍの直径、頻繁には１〜１０ｍｍの範囲の直径を有する。 電気外科プローブが、従来の又は特別製の案内カテーテルを通す挿入によって 心臓の心室空腔まで経皮的に（管内を）送られてもよ く、あるいは、本発明は先端部と一体の活性電極配列を有するカテーテルを含ん でもよい。カテーテルシャフトは固くても柔軟でもよく、柔軟なシャフトは選択 的に機械的支持のために一般には固い外側管と組み合わせられる。柔軟なシャフ トは引張りワイヤ、形状記憶アクチュエータ、及びシャフトの先端部の選択的偏 向を行って電極又は電極配列の配置を容易にするための他の既知の機構と組み合 わせられてもよい。シャフトは、通常、活性電極又は電極配列とリターン電極の シャフトの基端部にあるコネクタへの接続を可能にするために、シャフトを通っ て軸線方向に走る複数のワイヤ又は他の伝導要素を含むことになる。特定のシャ フトの設計が、以後に図面に関して詳細に説明される。 本発明は、一つの電極を使用してもよく、電気外科器具の先端接触面に分布し ている電極配列を使用してもよい。両方の構成において、電極又は電極配列の周 囲を囲む面積は一般的に心臓の血管再生用チャネルの所望の直径に依存する。例 えば、出願人は、より小さい直径のチャネルはより大きい直径のチャネルよりも 短い時間の間開放を保つ傾向があることを見出した。従って、内腔の開放を改善 するためには、比較的大きい直径のチャネル（約１．５〜３．０ｍｍ程度）が所 望されるであろう。人工チャネルの直径を選択できることは既存のＬＭＲ手法を 上回る本発明の利点の一つであり、既存のＬＭＲ手法は、典型的には、心臓の停 止期又は静止期の間（すなわち、約０．０８秒）に組織を切除するのに十分なエ ネルギを発生するのに必要とされる光の集中によって制限を受ける。通常は、電 極配列の面積は０．２５ｍｍ²〜２０ｍｍ²の範囲であり、好適には０．５ｍｍ² 〜１０ｍｍ²の範囲であり、縒り好適には約０．５ｍｍ²〜５．０ｍｍ²の範囲で ある。加えて、電極配列の形状と器具シャフトの先端部はさらにチャネルの所望 される表面積に依存す る。例えば、チャネルから周囲の心筋層組織への血流を増加させるためには、表 面積に対する電極配列の周囲の割合が最大にされるであろう。電極又は複数の電 極は、電極の先端周囲に付加的なエッジを提供するために、丸い中実ワイヤの形 態や、正方形、長方形、六角形、三角形、星型、又は他の同種のもののような中 実断面形状をとってもよい。あるいはまた、電極又は複数の電極が、円形、正方 形、六角形、長方形、又は同種のものような断面形状を有する中空金属管の形態 であってもよい。個々の電極又は複数の電極の周囲直径又は有効直径は約０．０ ５〜３ｍｍの範囲であり、好適には約０．１〜２ｍｍの範囲である。 電極配列は、普通は少なくとも二つの隔離された電極端子を、より普通には少 なくとも四つの電極端子を、好適には六つの電極端子を、多くの場合は５０又は それ以上の電極端子を含んでおり、この電極端子がシャフトの先端接触面に配置 されている。接触面の電極配列を目標組織の極めて近傍に近づけることと、患者 の体と直接又は間接的に接触している付加的な共通電極又はリターン電極と配列 との間に高周波数電圧を印加することによって、周囲の組織に対する壊死の深さ を望ましくは最小にしながらの目標組織の複数の部分の選択的除去を可能にする ことで、目標組織が選択的に切除又は切断される。 上述のように、本発明は、プローブやカテーテルや同種のもののような電気外 科器具の先端接触面に配置された、一本の活性電極を利用してもよく、あるいは 電極配列を利用してもよい。血液やノーマルセーラインや同種のもののような周 囲の導電性液体への電力消散となる周囲の組織及び環境への電気エネルギの望ま ない適用を制限しながら目標組織へ選択的に電気エネルギを加えるために、電極 配列は、普通は、複数の独立した電流制限される電極端子及び（又 は）電力制御される電極端子を含む。電極端子が、電極端子を互いから隔離する こと及び各電極端子を他の電極端子から隔離されている独立した電力源に接続す ることとによって、独立的に電流制御されてもよい。あるいはまた、電力源に結 合している一本の電線を形成するために、電極端子がプローブの基端部又は先端 部のどちらかで互いに接続されてもよい。 例示的な実施例においては、電極配列の個々の電極端子が前記器具内の配列の 他の全ての電極端子から電気的に絶縁され、電極配列の他の各電極から隔離され た電力源、又は、低比抵抗率材料（例えば、血液又は導電性食塩水洗浄液）が共 通電極と個々の電極端子の間に低インピーダンス経路を生じさせるときに電極へ の電流を制限する又は遮断する回路に接続される。個々の電極に関する隔離され た電力源は、低インピーダンスリターン経路に遭遇したときに組み合わせられて いる電極端子への電力を制限する内部インピーダンス特性を有する独立した電力 供給回路であってもよく、独立的に作動可能なスイッチを通して各電極に接続さ れている一つの電力源であってもよく、あるいは、インダクタ、キャパシタ、レ ジスタ、及び（又は）その組み合わせたもののような独立的な電流制限要素によ って提供されてもよい。この電流制限要素が、プローブ、コネクタ、ケーブル、 コントローラに備えられてもよく、あるいはコントローラから先端チップまでの 伝導経路に沿って備えられてもよい。隔離された電極端子の配列への電流を選択 的に制限するためのシステム及び方法のより完全な記載は、共通して譲受けされ ている、１９９５年１１月２２日に出願された同時継続出願第０８／５６１９５ ８号（代理人用書類第１６２３８−０００７００号）で分かり、その全開示内容 は既に本願と一体のものとして参照されている。 好適な様態においては、本発明は目標心臓組織と周囲の導電性液 体（例えば、等浸透圧食塩水洗浄液、血液、又は同種のもの）との間の電気比抵 抗率の違いを利用する。例としては、任意の選択された水準の印加電圧に関して 、もし共通電極と電極配列内の個々の電極端子の一つとの間の電気伝導経路が血 液（比較的低い電気インピーダンスを有する）であるなら、個々の電極に接続さ れた電流制御手段は介在する導電性液体の加熱が最小となるように電流を制限す る。他方では、もし共通電極と電極配列内の個々の電極端子の一つとの間の電気 伝導経路の一部又は全部が心筋層組織（比較的高い電気インピーダンスを有する ）であるなら、個々の電極に接続されている電流制御回路又はスイッチは、電気 エネルギの蓄積及び電極面の直ぐ近傍にある目標組織の関連する切除又は電気破 壊に十分な電流を流させる。 本発明が電気的に隔離された電極端子又は複数の電極端子だけに限定されない ことは明らかに了承されよう。例えば、活性電極端子の配列が、プローブシャフ トを通って高周波数電流の電力源へ延びる一本の導線に接続されてもよい。ある いはまた、プローブが直接プローブシャフトを通って延びる一つの活性電極を備 えてもよく、あるいは、電力源まで延びる一本の導線に接続されている一つの活 性電極を備えてもよい。 一つの電極の場合には、本発明はさらに、周囲組織への電気エネルギの望まな い適用を制限しながら目標組織へ選択的に電気エネルギを加えるために、電流制 限手段を使用してもよい。この実施例においては、活性電極が、電流制限要素、 又は、低比抵抗率材料（例えば、血液又は導電性食塩水洗浄液）が共通電極と活 性電極との間により低いインピーダンスの経路を生じさせるときに活性電極への 電流を制限する又は遮断する回路、に接続されてもよい。電流制限要素又は回路 が、例えば電極面のあるパーセンテージが低比抵抗率 材料に接しているときに、活性電極への電流を完全に遮断する又は調整するよう に構成されてもよい。一つの実施例においては、例えば電極面の大部分が流体に 接触しているときに、しがたって目標組織とは接していないときに、電流が調整 されてもよく、あるいは、完全に遮断されてもよい。このようにして、周囲流体 及び隣接する非目標組織構造への電流を最小にしながら、電流を目標組織へ選択 的に加えることができる。 上述の方法に加えて、出願人は、壊死の深さを最小にしながら組織を切除する ための他の機構を発見した。この機構は、目標組織部位の近傍に高電界強度を作 るために、活性電極面とリターン電極との間に高周波数電圧を印加することを含 んでいる。この実施例においては、活性電極は少なくとも一つの活性部分を含ん でおり、この活性部分は、高周波数電圧が電極に印加されたときに活性部分と目 標部位との間に実質的に高電界強度と関連する電流密度の増進に寄与するように 構成された幾何面を有する。これらの高電界強度及び電流密度は、分子分離又は 崩壊を含む過程によって組織を破壊するのに十分なものである。高周波数電圧は 目標部位にエネルギを与えて、切除される薄い層の組織の境界を越える大きな組 織壊死を引き起こさずに薄い層の組織を切除する。この切除の過程が正確に制御 され、周囲又はその下の組織構造の最小の加熱又は損傷で組織の体積除去を行う ことができる。 例示的な実施例においては、活性電極の活性部分の高電界強度が、等浸透圧食 塩水、又は血液のような他の体の流体、のような導電性液体内に活性電極及び目 標部位を配置させることと、活性電極の活性部分と目標部位の間の領域において 活性電極の少なくとも一部分を覆っている導電性液体を気化させるのに十分な高 周波電圧を印加することとによって、生成されてもよい。蒸気層又は気化された 領域は比較的高い電気インピーダンスを有するので、活性電極チップと組織の間 の電圧差を増加させ、電離可能な種（例えば、等浸透圧食塩水が導電性流体であ るときにはナトリウム）の存在により蒸気層内で電離を引き起こす。この電離は 、最適な条件下では、蒸気層から及び目標組織の表面への高エネルギ電子及び光 子の放出含む。この現象のより詳細な記載は１９９５年１１月２２日出願された 出願第０８／５６１９５８号（代理人用書類第１６２３８−０００７００号）で 分かり、この全開示内容は既に本願と一体のものとして参照されている。 蒸気層の形成のための境界条件に到達するのに十分な高電界強度を作りだすの に適した電極表面の幾何形状を、活性電極の活性部分に鋭いエッジ及び（又は） 角を作ることによって得てもよい。あるいはまた、活性電極が、形を適合された ワイヤ（例えば、正方形又は六角形のワイヤ）又はその内側及び外側の周辺に沿 って高電界強度を提供する管状電極の使用によって、活性部分のエッジ／表面積 の割合を増加させるように特別に設計されてもよい。さらに、または、あるいは また、活性電極表面での多数の表面吸引を作るために、活性電極表面が、化学的 方法、電気化学的方法、または研削的方法によって改質されてもよい。本発明と ともに使用されるのに適した電極設計が１９９６年７月１９日に出願された、共 通して譲受けされている同時継続出願第０８／６８７７９２号（代理人用書類第 １６２３８−１６号）で分かり、その全開示内容は本願と一体のものとして参照 される。 共通電極と活性電極配列との間に印加される電圧は高周波数又は無線周波数で あり、典型的には約５ｋＨｚ〜２０ＭＨｚであり、普通は約３０ｋＨｚ〜２．５ ＭＨｚであり、好適には約５０ｋＨｚと１ＭＨｚの間である。印加されるＲＭＳ （自乗平均）電圧は、普通 は約５ボルト〜１０００ボルトの範囲であり、好適には約５０ボルト〜８００ボ ルトの範囲であり、より好適には約６０ボルト〜５００ボルトの範囲である。こ れらの周波数及び電圧は、導電性液体を気化させ且つ次に高電界を生じて高エネ ルギ光子及び（又は）電子を放出させて組織を切除できるようにする気化された 領域内での条件を作りだすのに十分なピークトゥピーク電圧及び電流となる。典 型的には、ピークトゥピーク電圧は４０〜４０００ボルトの範囲であり、好適に は１００〜３２００ボルトの範囲であり、より好適には３００〜２４００ボルト の範囲である。 上述のように、電圧は通常は、電圧が効率的に連続的に印加されるように（例 えば、一般的に約１０〜２０Ｈｚの反復速度の短いパルスで送られる壊死の浅い 深さを主張するレーザと比較すれば）、十分高い周波数（例えば、５ｋＨｚ〜２ ０ＭＨｚ程度）を有する波形で送られる。したがって、典型的には約０．００１ ％〜０．０００１％のデューティサイクルを有するレーザと比べると、デューテ ィサイクル（すなわち、任意の一秒間におけるエネルギが印加されている累積時 間）は本発明では約５０％程度である。 上述の電圧及び電流の範囲で、電気外科器具が、通常は約０．５〜２０．０秒 で、好適には連続モードで約１．０〜３．０秒で、好適にはパルスモードで約１ ０〜１５秒で、心臓壁を完全に貫通するチャネルを掘ることが分かっている。直 径およそ０．５〜３．０ｍｍ、深さおよそ１〜４ｃｍであるチャネルが容易に且 つ効率的にこの方法によって形成されるであろうことと、血管再生手法が心筋へ の血液の流れを劇的に改善することとが分かっている。 より長い期間の時間にわたって所望のチャネルを形成することができることは チャネルを完成するために必要とされる瞬間的な電力の量を著しく削減する。例 としては、ＬＭＲで使用されるＣＯ₂レ ーザは典型的には経過時間０．０８秒以内に各チャネルに電力を送る。対照的に 、約１．０秒以内に同じ大きさのチャネルの路通を終えるために、本発明を使用 することができる。結果として、レーザは、直径１ｍｍのチャネルを形成するた めに、約５００〜７００ワットを必要とする一方で、本発明は、同じチャネルを 形成するために、その１／１２すなわち４２〜５８ワットを必要とする。もしよ り大きなチャネルが必要とされれば、電力要求量は直径の比の平方で増加する。 したがって、ＣＯ₂レーザを使用して０．０８秒で２ｍｍのチャネルを作るため には、必要とされる電力は四倍高いすなわち２０００〜２８００ワットであり、 このために非常に大型で且つ非常に高価なレーザを必要とする。対照的に、本発 明は約１６８〜２３２ワットの使用電力で１秒で直径２ｍｍのチャネル（上述と 同じ長さの）を形成することができる。 多くの場合、個々の電極と共通電極とのあいだの経路の組織及び（又は）流体 の抵抗に応じて、通常は、電流水準が選択的に制限される又は制御され、印加さ れる電圧は独立的に調整可能である。さらには、印加される電圧水準は、電極配 列と目標組織の間の境界面において所望される範囲で目標組織の温度を維持する 温度制御手段に応じている。切除領域を丁度越えたところの伝播面に沿った所望 の組織温度は、普通は約４０℃−１００℃の範囲であり、より普通には約５０℃ 〜６０℃である。電極配列に直接隣接する切除される（それから手術部位から除 去される）組織はより高い温度にさえ到達しているであろう。切除境界を越えた ところにある近くの組織を示す温度を測定するために、温度センサが電気外科装 置の先端部に備えられてもよい。 本発明の好適な電力源は選択可能に高周波数電圧を送って、切除される目標組 織、所望される切除速度、又はプローブチップに合わ せて選択される最大許容温度に応じて、電極当たり数十ミリワットから数十ワッ トの範囲平均電力水準を生成する。電力源は使用者が特殊な手法の特定の要求に 従って電圧水準を選択することができるようにしている。 電力源が、導電性流体又は他の低電気抵抗媒体の望まない加熱が起きないよう に、電流制限されたり、さもなくば電流制御されたりしてもよい。本発明のこの 好適な実施例においては、電流制限用インダクタが各独立した電極端子と直列に 配置されており、この場合にはこのインダクタのインダクタンスは１０μＨ〜５ ００００μＨの範囲であり、目標組織、所望される切除速度、及び作動周波数と いった電気特性に依存している。あるいはまた、その全開示内容が本願と一体の ものとして参照される、同時継続出願のＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＵＳ９４／０５１ ６８号に既に記載されているように、キャパシタ−インダクタ（ＬＣ）回路構造 が採用されてもよい。さらに、電流制限用レジスタが選択されてもよい。好適に は、これらのレジスタは、低抵抗媒体（例えば、食塩水洗浄液）と接触している 任意の個々の活性電極に関して電流水準が上昇し始めたときに、電流制限用レジ スタの抵抗が著しく増加することによって、前記活性電極から低抵抗媒体（例え ば、食塩水洗浄液）への電力配送を最小にするようにするために、抵抗について 大きな正温度係数を有する。このような受動的回路構造の代替例として、各電極 端子への調整された電流の流れが多チャンネル電力供給装置によって提供されて もよい。低抵抗経路、例えば等浸透圧食塩水洗浄液を通る電力配送を制限するも のであり且つ所望の切断又は切除速度を達成するために使用者によって選択され るものであるところの範囲内で電流を制御するために、能動的電流検知回路で印 加される電圧が個々の電極端子に供給される。多チャンネル電力供給装置はこう して、各電極 端子と組をなす選択可能な電圧水準に関して制御される電流範囲を電圧源に与え 、全ての電極は使用者が選択可能な同じ最大電流水準で又はそれ以下で作動する 。全ての電極端子への電流を周期的に検知して、もし電極配列の表面で測定され た温度が使用者が選択した範囲を越えた場合には、止めることができる。この方 策を実行するための特定の制御システム設計は当業技術で十分である。 さらに別の代替例は、一つ又は幾つかの電極が同時にエネルギを与えられるこ とが可能にするものであり且つ予め選択された最大水準以下に電流水準を制限す るための能動的制御手段を含むものである一つ又は幾つかの電力供給装置の使用 を必要としている。この構成においては、一つ又は幾つかの電極だけが短時間の 間同時にエネルギを与えられる。切り替え手段は次の一つ又は幾つかの電極が短 時間の間エネルギを与えられることを可能にする。引き続いて一つ又は幾つかの 電極にエネルギを与えることによって、隣接する電極間の相互作用が最小にされ る（電極配列の全周囲内で可能な限り最大の間隔で配置された幾つかの電極にエ ネルギを与える場合）又は除去される（一度に一つの電極にのみエネルギを与え る場合）。前述のように、抵抗測定手段が電力の適用前に各電極に使用されても よく、この場合には、（測定された）低抵抗（予め選択されたある水準以下の） ならばその電極が所定の周期の間エネルギを与えられるのを防ぐ。 本発明は、電気的に隔離された電極端子、あるいは複数の電極端子だけに限定 されないことが明白に了承されよう。例えば、活性電極端子の配列が、プローブ シャフトを通って高周波数電流の電力源まで延びる一本の導線に接続されてもよ い。あるいはまた、プローブは直接プローブシャフトを通って延びる一つの電極 を備えてもよく、あるいは、電力源まで延びる一本の導線に接続されている一つ の電極を備えてもよい。 本発明のさらに別の様態においては、一度制御システムが心臓壁を横切って左 心室の室に入ると、余分な電力を血液（例えば、左心室の）に加えないように、 制御システムが「調整」される。このことは心臓における血栓の形成を最小にす る（すなわち、血液の熱凝集を誘発しない）。制御システムは能動的アーキテク チャを含んでも受動的アーキテクチャを含んでもよく、典型的には先端チップの 一対の活性電極間又は一つ又はそれ以上の活性電極とリターン電極との間の抵抗 を検知する機構を含み、電極配列が左心室の血液が満ちた室に進入したときを検 知する。あるいはまた、より低い比抵抗率の血液における血液の熱凝集を引き起 こすに程のジュール加熱を防ぐために、電流制限手段が備えられてもよい。他の 代替実施例においては、プローブの先端の超音波変換器を心臓壁と血液が満ちて いる左心室の間の境界を検出するために使用することができ、プローブが境界を 横切ると電極配列をオフに切り換える。 同様の参照番号は同様の要素を指している図面を詳細に参照して、本発明の原 理に従って構成された電気外科システム１１が図１に示されている。電気外科シ ステム１１は、概略的には、高周波数電圧を電気外科器具１０に提供するための 電力供給装置２８と、導電性流体５０をプローブ１０に供給するために具備され る液体源２１とに接続されている、電気外科器具又はプローブ又はカテーテル１ ０からなる。 図１に示されるような例示的な実施例においては、電気外科プローブ１０は柔 軟でも固くてもよい長寸シャフト１３を含んでおり、柔軟なシャフトは選択的に 支持カニューレ又は他の構造（図示されていない）を含む。図１に示されるプロ ーブが一般的には切開手法又は胸腔鏡手法で患者の肋間穿通で使用されることは 分かるであろ う。心室への管腔内手法では、以下で述べるように、配送カテーテル２００（図 ６及び図１１）が典型的には使用される。プローブ１０は、基端部のコネクタ１ ９と、シャフト１３の先端チップに配置された電極端子５８の配列１２とを含む 。接続ケーブル３４は、プローブ１０のコネクタ１９に着脱自在に接続され得る コネクタ２０を有するハンドル２２を有する。ケーブル３４の基端部はプローブ １０を電力供給装置２８に着脱自在に結合するためにコネクタ２６を有する。電 極端子５８が互いから電気的に隔離されており、各電極端子５８が、個々に絶縁 されている導体４２（図２Ａ参照）によって、電力供給装置２８内の能動又は受 動制御ネットワークに接続される。電力供給装置２８は印加される電圧水準を変 更ために選択手段３０を有する。電力供給装置２８はさらに使用者の近くに位置 するフットペダル３７のペダル３９の押し下げによってプローブ１０の電極端子 ５８にエネルギを与える手段を含む。フットペダル３７はさらに電極端子５８に 加えられる電圧水準を遠隔的に調整するための第二のペダル（図示されていない ）を含んでもよい。本発明の電気外科プローブとともに使用され得る電力供給装 置の特定の設計が親出願のＰＣＴ／ＵＳ９４／０５１１６８に記載されており、 その全開示内容は既に本願に一体のものとして参照されている。 図２Ａ及び図２Ｂに関して、電気的に隔離された電極端子５８は電極配列表面 ８２に間隔を空けて配置されている。電極配列面８２と個々の電極端子５８は普 通上記の範囲設定内の寸法を有する。好適な実施例においては、電極配列面８２ は０．３ｍｍ〜４ｍｍの範囲の直径Ｄ（図２Ｂ）の円形断面形状を有する。電極 配列面８２はさらに、図８で示されるように（以下で記述する）、１ｍｍ〜２０ ｍｍの範囲の長さＬ及び０．３ｍｍ〜７ｍｍの範囲の幅Ｗを有する楕円形状又は 長方形形状を有してもよい。個々の電極端子５８は電 極配列表面８２の上方に０ｍｍ〜２ｍｍ、好適には０ｍｍ〜１ｍｍの距離（Ｈ） だけ突き出る（図２Ａ参照）。 電極端子５８が好適には、プラチナ、チタニウム、タンタル、タングステン， ニオビウム、ステンレス鋼及び同種のもののような導電性金属又は合金から作ら れる。電極端子５８に好適な材料は、その知られている生体適合性及び高電圧の 適用下での腐食への抵抗性により、タングステンとなる。図２Ｂに示されるよう に、電極端子５８が適正な絶縁材料（例えば、アルミナ、石英ガラス及び同種の もののような，セラミック、ガラス／セラミック又はガラス材料）からなる支持 マトリックス４８に据えつけられており、支持マトリックス４８が、特定の手法 の要求に応じて、製造時に平面、半球体又は他の形状に形成され得る。例示的な 実施例においては、支持マトリックス４８は、セラミック、ガラス、ガラス／セ ラミック、又はシリコン又は同種のもののような高比抵抗率の材料のような無機 絶縁体からなる。無機の又はシリコンベースのポリマーが組織切除の間に電極端 子５８とリターン電極５６の間への高電圧の印加の維持時間の間に急速に腐食す ることが知られているので、無機材料が支持マトリックス４８の構成には一般に 好適である。しかしながら、加えられた電力の全累積時間が約一分以下である場 合には、無機又はシリコンベースのポリマーが、顕著な腐食及び支持マトリック ス４８の材料の損失なしに、したがって、切除性能の顕著な低下なしに、使用さ れ得る。 図２Ａに示されるように、支持マトリックス４８が、支持マトリックス４８と 電気外科プローブ１０の基端部の間の殆ど又は全ての距離に延びる支持部材９に 接着して接合されている。特に好適な構成技術においては、支持マトリックス４ ８はシャフト１３の先端部から延びる複数のガラス又はセラミックの中空管４０ ０（図２Ｄ） からなる。この実施例においては、電極端子５８がそれぞれ中空管４００の中の 一つの前端部に挿入されて、電極端子５８が所望の距離Ｈだけ各中空管４００か ら先端方向へ延びるように中空管４００に接着される。電極端子５８が、好適に は、有効な電気絶縁と、中空管４００及び電極端子５８の両方への優れた接着を 提供するように選択されたシール材料４０２（例えば、エポキシ）によって中空 管４００に接合される。あるいはまた、中空管４００が電極端子５８と類似の熱 膨張係数を有するガラスからなっていてもよく、ガラス金属間用シールを製造す るために一般に使用される手法に従ってガラス管の温度をガラス管の軟化点まで 上昇させることによって、中空管４００が電極端子５８の周りにシールされても よい。図２Ｄに関して、絶縁体４０８被覆の銅線のような導線４０６が中空管４ ００の後端部を通って挿入され、適切な導電性接着剤４０４で電極端子５８に結 合される。次に、ガラス管と電極端子のアセンブリが支持部材９の先端部に配置 されて、図２Ｅに示されるような電極配列を形成する。あるいはまた、導線４０ ６と電極端子５８が、絶縁体４０８が中空管４００に挿入された導線の長さ以上 に除去されている状態の一本の導線（例えば、ステンレス鋼又はニッケル合金） から構成されていてもよい。上述のように、中空管４００と電極端子５８の間の 環状隙間をシールするため且つ電極端子５８を中空管４００に接着的に結合する ために、シール材料４０２が使用される。構成についての他の特徴が上述されて おり、図２Ｅに示されている。 図２Ａ及び図２Ｂに示される実施例においては、電気外科プローブ１０は電極 端子５８と電力供給装置２８の間に電流経路を完成させるためのリターン電極５ ６を含んでいる。シャフト１３は好適には導電性材料、通常は金属からなり、こ の材料は、ステンレス鋼合 金、プラチナ又はその合金、チタニウム又はその合金、モリブデン又はその合金 、及びニッケル又はその合金から構成されるグループから選択される。リターン 電極５６が、等浸透圧食塩水のような導電性流体５０の中に含まれる非類似の金 属の存在による腐食又は電気化学的ポテンシャルの発生の可能性を最小にするた めに、電極端子５８を形成するものと同じ金属又は合金から作られてもよい（以 下でより詳細に論じられる）。 図２Ａ、図２Ｂ、及び図２Ｃに示されるように、リターン電極５６は、プロー ブ１０の基端部から、電極配列面８２から典型的には約０．５〜１０ｍｍ、より 好適には約１〜１０ｍｍ僅かに基部に近い地点まで延びており、プローブ１０の 基端部においては、リターン電極５６はコネクタ１９、２０を介して電力供給装 置２８に適合して接続されている。シャフト１３が電気絶縁ジャケット１８内に 配置されており、電気絶縁ジャケット１８が、典型的には、ポリエステル、ポリ テトラフルオロエチレン、ポリイミド、及び同種のものような一つ又はそれ以上 の電気絶縁被覆又は皮膜として形成される。シャフト１３への電気絶縁ジャケッ ト１８の具備はシャフト１３と任意の隣接する人体構造又は外科医との間の直接 的な電気的接触を防止する。人体構造と露出したリターン電極５６との間のこの ような直接的な電気接触は望まない加熱及び壊死を引き起こす接触点における構 造の壊死という結果となる。 図２Ａ〜図２Ｃに示される実施例においては、リターン電極５６が電極端子５ ８に直接的に接続されてはいない。電極端子５８が目標組織５２を介してリター ン電極５６に電気的に接続されるようにこの電流経路を完成させるために、導電 性液体５０（例えば、等浸透圧食塩水）が液体経路８３に沿って流される。液体 経路８３が外側のリターン電極５６と管状支持部材７８の間の環状の隙間５４に よって形成されている。付加的な液体経路８３が内側の管状部材５９内部の選択 的な内側通孔５７の間に形成されてもよい。流体経路８３を通って流れる導電性 液体５０は、図２Ａの電流束線６０によって示されるように、目標組織５２とリ ターン電極５６の間に電流の経路を提供する。電極配列１２とリターン電極５６ との間に電圧差が与えられると、目標組織を通る電極配列１２からリターン電極 への電流とともに、高電界強度を電極端子５８の先端チップに発生させ、この高 電界強度が領域８８の目標組織５２の切除を起こす。 図２Ｃは、図２Ａ及び図２Ｂの実施例のプローブ１０の基端部又はコネクタ端 部７０を示している。コネクタ１９は、プローブ１０の基端部７０のハウジング ７２内に配置された複数の個別のコネクタピン７４からなる。電極端子５８及び 結合された絶縁導体４２は基部方向にコネクタハウジング７２のコネクタピン７ ４まで延びている。リターン電極５６はハウジング７２まで延び、そのハウジン グ７２で半径方向に外側に曲がってプローブ１０の外に出る。図１に示されるよ うに、液体供給管１５は液体源２１（例えば、手術部位の上方に持ち上げられて いる又はポンプ装置を有する流体バッグ）をリターン電極５６と着脱自在に結合 している。好適には、絶縁ジャケット１４はリターン電極５６の露出した部分を 覆っている。コネクタピン７６の一つは、リターン電極５６をケーブル３４を介 して電力供給装置２８に結合するために、リターン電極５６に電気的に接続され ている。手術チームが導電性液体５０の流れを調整できるようにするために、手 動制御弁１７がさらにリターン電極５６の基端部と液体供給管１５の間に具備さ れてもよい。 図３、図４Ａ及び図４Ｂは本発明の他の好適な実施例を図示している。この実 施例においては、プローブは導電性液体を目標部位に送るための流路を含んでは いない。出願人は、血液のような患者の 心臓組織の流体は通常は十分な量の導電性を有しており、活性電極配列とリター ン電極との間の電気経路を完成することを見出した。加えて、これらの流体はし ばしば、蒸気層を確立して電極端子５８のエッジの周りに高電界の領域を作りだ し、蒸気層から目標組織の表面への高エネルギ電子及び光子の放出を誘発して切 除を行うのに必要な上述の特性を有している。 図３に示されるように、電気外科プローブ１００は露出した先端部１０４と図 ２Ｃに示される基端部に類似の基端部（図示されていない）とを備えるシャフト １０２を有する。この実施例においてはリターン電極として機能する露出した先 端部１０４を除いて、シャフト１０２と任意の隣接する人体構造又は外科医との 間の直接的な接触を防止するために、シャフト１０２全体が電気絶縁ジャケット １０６で好適には覆われており、この絶縁ジャケット１０６が、典型的には、ポ リエステル、ポリテトラフルオロエチレン、ポリイミド、及び同種のものような 一つ又はそれ以上の電気絶縁被覆又は皮膜として形成される。前出の実施例と同 様に、電気外科プローブ１００は実質的に同じ与えられたポテンシャルを有する 活性電極端子１１０の配列１０８を含んでいる。電極端子１１０はシャフト１０ ２の先端部１０４に取り付けられた無機絶縁マトリックス１１２から延びている 。上述のように、絶縁マトリックス１１２は、図面中においては略図的にしか示 されておらず、好適には先端部１０４から延びるガラス又はセラミックの管の配 列からなっている、あるいは電極端子１１０がそこを通って延びるセラミックの スペーサである。 電極配列は図３、図４Ａ、及び図４Ｂに示されるもの以外の種々の異なる構成 を有してもよい。例えば、図８に示されるように、シャフト１０２の先端部及び （又は）絶縁マトリックスは、プローブ の先端チップの断面積に対する周辺長さの割合を最大にするために、丸い角の実 質的に長方形形状を有してもよい。示されるように、電極配列面１２０は、２ｍ ｍ〜５ｍｍの範囲の幅と１ｍｍ〜２ｍｍの範囲の高さを有する長方形形状を有し ている。人工チャネルの周辺を増加させることは、人工チャネルを通って流れる 血液が所定の断面積に関して心臓組織に入るためのより大きい面積を有するので 、心臓を血管再生する際に利点になる。したがって、この構成は心筋層内で血液 の流れを増加するより効果的な方法となる。 他の実施例においては、リターン電極がプローブの前部又は先端面に配置され る。この構成は、血管再生用チャネルを形成するときに、プローブの側部組織内 での電流を防止する。一つの構成においては、例えば（図９に示される）、電極 配列面１２２は、各電極対が活性電極１２６とリターン電極１２８とを含んでい る複数の電極対を含んでいる。したがって、示されるように、高周波数電流はプ ローブの先端面１２２を横切る対の間を渡って流れる。他の構成においては（図 １０に示される）、リターン電極又は共通電極が先端プローブ表面１３２の中央 に配置されており、活性電極１３４がその周囲に配置されている。この実施例に おいては、電気外科電流は先端表面１３２の周囲にある活性電極１３４と先端表 面１３２の中央にあるリターン電極１３０の間に流れて、血管再生用チャネルを 形成する。電流は外側の活性電極１３４とリターン電極１３０の間を半径方向に 流れるので、このことにより外科医が血管再生用チャネルの直径をより正確に制 御できるようになる。この理由で、プローブシャフトの外周によって非切除心臓 組織を引き裂くことを避けるために、活性電極１３４が、好適には、先端表面１ ３２の外周（すなわち、図１０Ａに示されるよりさらに半径方向外側）に配置さ れる。 図６は本発明による電気外科プローブ１００’のさらに他の実施例を図示して いる。この実施例においては、プローブの先端チップは円錐形状を有しており、 円錐面１４０に沿って活性電極の配列を含んでいる。円錐形状は密集した組織を 通るプローブの前進に対するより小さな抵抗を提供する。図６に示されるように 、絶縁マトリックス１４２は、円錐先端面１４０を形成するために、先端方向に 先細りになっている。電極配列１４４は先端表面１４０から延びており、各電極 端子１４６が円錐面１４０から軸線方向に突出するように（すなわち、円錐面１ ４０から垂直方向にではなく）配置されている。この構成に関しては、電極端子 １４６は円錐面１４０から半径方向に外側に延びてはおらず、このことにより電 流が半径方向に外側に血管再生用チャネルの周囲の心臓組織に流れる危険性を減 らしている。加えて、電流によって生成される高電界勾配は活性電極面の近くで 集中しており、これらの表面からさらに離れると次第に減っていく。したがって 、この構成はこれらの高電界勾配を所望のチャネルの直径内に配置して、所望の チャネルの外側の組織の切除を最小にしつつチャネルの切除を改善する。 図５は、電気外科プローブ２０２を患者の経皮穿通によって導入するため且つ 電気外科プローブ２０２を心臓の心室へ管腔内を通して送るために好適な配送カ テーテル２００を図示している（この方法は以下で詳細に説明される）。配送カ テーテル２００は、一般に、基端部２０８と先端部２１０を有するシャフト２０ ６を含んでいる。配送カテーテル２００は、シャフトの基端部２０８に取り付け られたハンドル２０４と、好適には、シャフト２０６の先端部２１０に結合され た偏向可能な先端部とを含んでいる。電気外科プローブ２０２は基端部から、好 適には約１００〜２００ｃｍの距離だけ延びている。ハンドル２０４は、先端部 駆動スライド２１４及びト ルクリング２１６のような、患者の心臓内で先端部２１２を操縦するための種々 の駆動機構並びに電気コネクタ２１８を含んでいる。カテーテルシャフト２０６ は、一般的には一つ又はそれ以上の内側通孔２２０と、内側通孔を通ってプロー ブ２０２まで延びる一つ又はそれ以上のマニプレータワイヤ及び電気接続（図示 されていない）を形成する。 図１１〜図２２に関して、心臓壁に人工チャネルを形成して心筋層を灌流する 経心筋層血管再生手法によって心臓への血流を増加する方法がここから説明され る。この手法は冠状動脈疾患を治療するための冠状動脈バイパス手術に対する代 替方法である。チャネルは、心室空腔へ流れる酸素が豊富に含まれる血液が心臓 から出て次に冠状動脈を通って心筋層へ流れ戻るよりはむしろ心筋層へ直接に流 れ込めるようにする。 図１１に示されるように、電気外科プローブ２０２が心臓の左心室空腔２５８ へ配置される。電気外科プローブ２０２が最小限の介入の経皮的手法のような技 術的によく知られた種々の手法で左心室へ導入されてもよい。代表的な実施例に おいては、電気外科プローブ２０２が経皮穿通３６０によって患者の脈管構造に 導入され、配送カテーテル２００を介して大腿動脈３４６のような大きな血管の 一つを通り、大動脈２５４を通って左心室空腔２５８へ軸線方向に移動される。 視認用スコープ（図示されていない）がさらに経皮位置を通って左心室２５８の 目標位置を視認するのに適した位置まで導入されてもよい。 一度患者の左心室２５８内に配置されると、電気外科プローブ２０２が心臓壁 ２６０と整列させられて、心筋層２６２への血流を増加するために一つ又はそれ 以上の人工チャネル２６４を形成する。図１４に示されるように、チャネル２６ ４は、好適には、血液が胸 腔へ流れ込むことを防止するために心外膜２６８の外側を穿孔することなく、心 内膜２６６から心筋層２６２を通って所望の距離だけ延びている。プローブ２０ ２がいつ心外膜２６８の外側表面の近くにあるかを決定するために、好適には、 外科医はプローブ２０２又は他の器具の探知システム又は器具案内システム３５ ０（図１６、図１８、図１９、及び図２０に関して以下で述べられる）を利用す る。チャネル２６４の位置が良く知られている心内膜の解剖学的目標に基づいて 選択されてもよい。あるいはまた、器具案内システム３５０が、以下で述べられ るように、心臓壁の目標部位を選択するために使用されてもよい。 図１４に示されるように、ガイドカテーテル２００が内側の心内膜壁に隣接し て配置され、プローブ２０２が、プローブの先端部の活性電極２７０が心臓組織 のすぐ近くに配置されるように、軸線方向に移動される。この実施例においては 、プローブ２０２は心臓組織の切除のためにプローブの先端部に一本の環状電極 ２７０を含んでいる。しかしながら、プローブが上で詳細に説明されたように電 極端子の配列を含んでもよいことは容易に認識されるであろう。内視鏡（図示さ れていない）で領域を視認する間に、電圧を電力供給装置２８（図１参照）から 活性電極２７０と環状リターン電極２７２の間に印加することができる。心臓組 織にぶつかっている活性電極２７０にエネルギを与えること又は活性電極２７０ を心臓組織の極めて近傍に配置する一方で同時に電力供給装置２８から電圧を印 加すること且つチャネル２６４を通ってプローブ２０２を軸線方向に追い出すこ とによって、チャネル２６４を掘ることがなされる。活性電極２７０とリターン 電極２７２との間に電流経路を完成するために、導電性洗浄液（例えば、等浸透 圧食塩水）が好適には液体供給装置２１からリターン電極２７２と管状シャフト ２００との間 の環状液体経路２７４を通って目標部位まで送られる。あるいはまた、目標部位 が既に液体に浸っていてもよく、あるいは液体が他の器具によって送られてもよ い。導電性液体は、心臓組織とリターン電極２７２の間に、図１５に電流束線２ ７８によって図示されているような、電流の経路を提供する。 図１５は図１４のプローブの他の実施例を図示している。この実施例において は、プローブ２８０は、適切な真空源（図示されていない）に取り付けられてい る基端部と目標部位を吸引するための開口している先端部２８６を有する中央通 孔２８２を含んでいる。活性電極２７０とリターン電極２７２との間に電流経路 を完成するために、導電性洗浄液（例えば、等浸透圧食塩水）が好適には液体供 給装置２１（図１に示される）からリターン電極２７２と管状シャフト２００の 間の環状液体経路２７４を通って目標部位まで送られる。活性電極は好適には中 央通孔２８２の開口した先端部２８６を囲んでいる一つの環状電極２８８である 。中央通孔２８２が手法の間に目標部位で作られた切除生成物（例えば、液体及 び気体）及び余分な導電性洗浄液を除去するために利用される。 経皮的な心内膜路通方法の他の実施例が図２３に示されている。この実施例に おいては、電気外科カテーテル１００が図１１に示される外部の握り部３４０を 使用してチャネル２６４の路通の間に外科医又は手術助手によって案内され得る 。この実施例においては、電気外科カテーテル１００の先端部分を湾曲した人工 チャネル２６４’を実現するために湾曲した経路に従わせることができる。湾曲 した人工チャネル２６４’を形成することによって、人工チャネルの全表面積を 広げることができ、前記チャネルが心臓壁２６０の全厚さＬ₉よりも長くなる。 加えて、図２３に示されるように適切な湾曲の湾曲した人工チャネル２６４’を 形成することによって、心 外膜２６８の穿通を避けることができる。さらにまたは、湾曲した人工チャネル ２６４’を連続させて、心室空腔２５８に再進入する完全な「Ｕ字」形状のチャ ネルを形成し、二つの位置で心内膜を穿通しているが心外膜２６８を穿通しては いない一つの連続するチャネルを提供することができる。 図１２は外側壁又は心外膜２６８から内側の心内膜２６６まで心筋層を血管再 生するための胸腔鏡手法を図示している。少なくとも一つの肋間穿通が、電気外 科プローブ１００（図３）の胸腔３０２への導入のために、患者になされる。本 願で使用される用語「肋間穿通」は、肋骨又は胸骨を切除すること、除去するこ と、又は著しく位置を動かすことや引っ込めさせることを必要としない、二つの 隣接する肋骨の間の胸壁を通した、小さな切れ目、切開、穴又はカニューレ、ト ロカールスリーブ又は同種のものといった形態の任意の穿通のことを呼んでいる 。通常は、肋間穿通は長さ約５ｃｍ以下の穿孔又は切開を必要とする。好適には 、肋間穿通は、約２〜１５ｃｍの範囲の長さと１〜１５ｍｍの範囲の内径とを有 する、胸郭トロカールとして一般的に知られるトロカールスリーブによるもので ある。適切なトロカールスリーブがコネティカット州ノーウォークのユナイテッ ドステイツサージカル社(United States Surgical Corp.)からブランド名「ソラ コポート(Thoracoport)」（商標）で入手可能である。視認用スコープ（図示さ れていない）がさらにトロカールスリーブを通して心臓壁２６０の目標位置を視 認するのに適した位置まで導入されてもよい。視認用スコープ（図示されていな い）がさらに同じ又は胸腔への別の肋間穿通によって心臓の心外膜２６８の表面 の目標位置３６０を視認するのに適した位置まで導入されてもよい。視認用スコ ープは従来の腹腔鏡又は胸腔鏡のこともあり、典型的にはレンズシステムと接眼 レンズ又は基端部のカメラ 台を含む長寸剛体管からなる。小型のビデオカメラが好適にはカメラ台に取り付 けられており且つ手順のビデオ画像を提供するためにビデオモニタに接続されて いる。このタイプのスコープはイリノイ州ディアフィールドのバクスタヘルスケ ア社(Baxter Healthcare Coporation)又はコネティカット州ノーウォークのユナ イテッドステイツサージカル社から入手可能である。 図１３に示されるように、一つ又はそれ以上の人工チャネルが電気外科プロー ブ１００によって外側壁又は心外膜２６８から心筋層２６２及び内側壁又は心内 膜２６６を通って心室空腔２５８へ形成される。上述の方法と同様に、電極配列 １０８が心臓組織の極めて近傍に配置される一方で、同時に電力供給装置２８か ら電圧を印加してから、チャネル２６４を通ってプローブ１００を軸線方向に追 い出す。しかしながら、この実施例においては、活性電極端子１１０とリターン 電極１０２との間に電流経路を完成させるために、導電性液体が目標部位に供給 されてはいない。出願人は、血液のような患者の心臓組織の流体は、通常、活性 電極配列とリターン電極との間に電気経路を完成させるのに十分な量の電気比伝 導率を有することを見出した。加えて、これらの流体はしばしば組織切除を行う ために蒸気層を確立して高電界の生成、並びに、蒸気層から目標組織の表面への 高エネルギ電子及び光子の放出を誘発するのに必要な上述の特性を有している。 血液がチャネル２６４を通って胸腔へ流れることを防止するために、チャネル ２６４が好適には、チャネル２６４が形成された後出来る限りすぐに、心外膜２ ６８のところでシールされる。心外膜２６８のところで人工チャネル２６４をシ ールするための一つの方法は、トロカール３００、カニューレ４８４、及びシリ ンジのような配送システム４８６を使用して、コラーゲン止血装置４８０（図２ １に示される）を挿入することである。患者の血流中に存在するであろう抗血小 板物質又は抗凝血性物質によって影響を受けないコラーゲンは血液４８２から血 小板を引きつけて活性化させ、新しく形成されたチャネル２６４の心外膜２６８ の表面の近くに栓のような「接着物」を急速に形成する。適切なコラーゲン止血 装置はニュージャージィー州モントバルのデータスコープ社(Datascope Corpora tion)からブランド名「バソシール(VasoSeal)」（商標）で入手可能である。コ ラーゲン止血装置４８０の展開が視認用スコープ（図示されていない）の助けで 行われ、この視認用スコープはさらにトロカールスリーブを通して心臓壁２６０ の目標位置を視認するのに適した位置へ導入されてもよい。 このシール手順を容易にするために、電気外科プローブ３５４は好適には、外 科医が電気外科プローブを引き出す用意をしてチャネル２６４をシールすること ができるように、いつ電気外科プローブが心内膜２６６の内側表面の近くにある かを決定するための案内システム３５０（図１６）を含む。 両方の上述の実施例において、本発明は心臓組織の局所的な切除又は崩壊を提 供して、制御された直径及び深さの血管再生用チャネル２６４を形成する。通常 は、直径は０．５ｍｍ〜３ｍｍの範囲であり、好適には約１ｍｍ〜２ｍｍの間と なる。所望のチャネルの周りの組織の壊死の深さを最小にしながら組織切除及び 止血の速度を制御するためには、好適には、無線周波数はピークトゥピークで３ ００〜２４００ボルトの範囲となる。この電圧が、典型的には、所望の深さのチ ャネル２６４が完全に形成されるまで手法の間を通して連続的に印加される。し かしながら、心臓鼓動が監視され、電圧が心臓の収縮（収縮期）に適切に合わせ てパルスで印加されてもよい。 組織の切除が、約１〜５ｍｍの間の距離で、電気外科プローブを軸線方向に往 復させる且つ（又は）回転することによって、容易にされてもよい。この軸線方 向の往復運動又は回転は、導電性液体（図１４）が路通された組織表面を流れる ことを可能とし、それによってこの組織を冷却して周囲組織細胞への顕著な熱損 傷を防ぐ。 図１６は、電気外科プローブ３５４を心臓壁の目標部位へ案内するための一つ の代表的な案内システム３５０を図示している。案内システム３５０が、各人工 チャネルに関する「端点」を検出するため且つ（又は）人工チャネルを形成する のに適切な心臓壁の目標部位を決定するために具備されている。器具案内システ ム３５０は、好適には、外科医が電気外科プローブ３５４（又は電気外科カテー テ）がいつ心臓壁の他方の端部（すなわち、心外膜の外側端部又は心内膜の内側 端部）の近くにあるのかを決定することを可能にする。案内システム３５０は、 電気外科プローブが心臓壁を完全に貫通するチャネルを形成しないように電気外 科プローブ３５４を軸線方向に移動するのを止めることを、外科医に対して指示 し、このことにより出血を制限し且つ（又は）周囲組織構造又は血液への損傷を 削減する。あるいはまた、又は、加えて、案内システム３５４は、外科医がチャ ネルを形成するのに適切な心臓壁の目標部位３６０を決定することを可能にして 、心臓壁の比較的大きな血管の偶発的な穿孔を防止する。 図１６に示される一つの実施例においては、器具案内システム３５０は、電気 外科プローブ３５４内の光ファイバー視認用ケーブル３５６と、心臓壁の目標部 位３６０を照明するためのレーザビームのような電気外科プローブと一体となっ た視認用発光器３５８とを含んでいる。発光器３５８と光ファイバーケーブル３ ５６の両方ともが電気外科プローブ３５４以外の器具に結合されてもよいことに 注意すること。光ファイバー視認用ケーブル３５６は、電気外科プローブ３５４ が穴を掘る位置を確認するために視認発光器３５８によって照明されている目標 部位３６０の位置を定める。このことにより、外科医が心臓壁の大きな血管３６ ２（例えば、冠状動脈又は静脈）を穿孔することを避けることが可能になる。視 認用発光器３５８がさらに、電気外科プローブ３５４の先端部３６４がいつ心臓 壁の反対側の近くにあるか、又は、電気外科プローブ３５４がいつ心臓壁を通っ て心室空腔２５８へ完全に穿通されたかを決定するために、使用されてもよい。 第二の実施例においては、検出システムは、心臓の路通を容易にするために音 波を伝播する超音波案内システムである。 図１８及び図１９に関して、超音波式組織厚さ測定システムが電気外科カテー テル１００又は案内管２００内に組み込まれて、プローブ先端チップ２７０に隣 接する心臓壁２６０の厚さを測定することによって、電気外科カテーテル１００ にエネルギを与えて心臓組織を切除する前に握り部３４０（図１１）の調整用止 め具３５２を使用して、外科医が各チャネルの深さを予め設定できるようにして もよい。図１８に示される実施例において、案内管２００の先端部に取り付けら れており且つ外部の超音波発生器及び検知システム（図示されていない）に導線 ３１２を介して接続されている超音波変換器３１０は、超音波のパルスを発射超 音波信号３１４の形態で心臓組織へ伝送し、反射された超音波信号３１６が心外 膜２６８の表面の心臓壁の境界から戻る遅れ時間を測定する。この遅れ時間が心 臓壁全体の厚さに変換されることができ、チャネル２６４の深さが心外膜２６８ の外側表面を貫通して延びることを防ぐために機械式止め具３５２（図１１）を 使用して、外科医が電気外科カテーテル１００の最大行程距離を調整できるよう にする。外科医は、典型的 には約１ｍｍ〜１０ｍｍの範囲となるであろう心外膜の選択された任意の距離で 、心臓の路通を止めることを選択できる。 第三の実施例が図１９に示されており、この実施例においては、超音波変換器 ３１０が、電気外科カテーテル１００の先端部に取り付けられており且つ外部の 超音波発生器及び検知システム（図示されていない）に導線３１２を介して接続 されており、超音波のパルスを発射超音波信号３１４の形態で心臓組織へ伝送す る。超音波発生器及び検知システムは反射された超音波信号３１６が心外膜２６ ８の表面の心臓壁の境界から戻る遅れ時間を測定する。この測定された遅れ時間 が電気外科カテーテル１００の先端チップ２７０と心外膜２６８の表面との間の 距離に変換されることができる。この構成においては、外科医はチャネル２６４ が心外膜２６８から好適な距離に到達するところを気付くことができ、電力の適 用と電気外科カテーテル１００の前進を中止させることができる。あるいはまた 、路通されていない心臓壁２６０の好適な最小厚さ（すなわち、チャネル２６４ の底から心外膜２６８の表面までの最小距離）が外科医によって予め選択され得 る。超音波発生器及び検知システム（図示されていない）を使用して測定された 路通されていない心臓壁の厚さに基づいたこの距離に到達すると、超音波発生器 及び検知システムは電気信号を電気外科カテーテル１００のための電力源に提供 して、印加電圧を遮断することによって路通過程を終了させ形成されるチャネル の深さを制限する。このようにして、外科医は聞き分け可能な音を聞くことがで き、印加電圧が遮断された瞬間にカテーテルの前進が止まったことを「感じる」 。 四番目の実施例が図２０に示されており、この実施例においては、電気外科カ テーテル１００は小径の組織電気インピーダンス測定センサ３１９を含んでおり 、このインピーダンス測定センサ３１９ は距離Ｌ₆だけ組織切除用電極配列２７０の先まで延びている。インピーダンス 測定センサ３１９は、異なる電気インピーダンスの領域（すなわち、心臓の周囲 の流体が満ちた空腔）に進入すると、心外膜２６８の外側表面を検出する。本実 施例においては、センサチップ３２０は第一のインピーダンス測定電極３２１と 第二のインピーダンス測定電極３２３を含んでもよい。小さい高周波数ポテンシ ャルが第一のインピーダンス測定電極３２１と第二のインピーダンス測定電極３ ２３との間に印加され、第一及び第二のインピーダンス測定電極３２１及び３２ ３の間に電流束線３２２によって指されるように電流を引き起こす。第一のイン ピーダンス測定電極及び第二のインピーダンス測定電極が心外膜から心臓の周囲 の空腔３１８へ現れると、電気インピーダンスの変化が測定され聞き取れる信号 によって示されてもよく且つ（又は）直接的なフィードバック制御として電圧の 電気外科カテーテル１００への印加を発電器２８（図１）によって遮断するため に使用されてもよい。この方法によって、電気外科カテーテル１００の前進をチ ャネル２６４の底と心外膜２６８の表面との間の予め定められた距離Ｌ₆へ制限 することができる。 図１３に示される第五の実施例においては、案内システムは、電気外科プロー ブ１００がいつ血管及び（又は）外側又は内側の心臓壁の境界に隣接しているか を検出するために、切除用電極１１０と一体のインピーダンス測定回路を利用す る。特に、電流制限回路は、個々の電極端子１１０とリターン電極又は共通電極 １０２との間のインピーダンスを決定するために、各電極端子に結合されている 幾つかのインピーダンスモニターを含んでいる。したがって、例えば、もし測定 されたインピーダンスが突然プローブ１００のチップの電極端子１１０で減少す れば、印加電圧が、心臓の血液が満ちた 心室空腔２５８への電力供給を避けるために、遮断され、それによって血栓の形 成又は心室空腔２５８内の他の組織構造への損傷を避ける。 図１７は、これらのチャネル２６４の開放を維持するために、ステント又はス テント移植皮弁３７０のような管腔の人工器官を本発明の電気外科プローブ又は カテーテルの一つによって形成される人工チャネル２６４へ移植するための方法 を図示している。ステント３７０が通常は狭い直径の構成（図示されていない） に圧縮され、従来の又は特別な配送カテーテル（図示されていない）で心臓壁の 人工チャネル２６４の一つへ管腔内を進められる。あるいはまた、電気外科プロ ーブが目標部位にステント３７０を配送又は移植するように設計されてもよい。 ステント３７０は、典型的には、基端部３７４、先端部３７６、その間の軸線方 向通孔３８０を有する半径方向に圧縮可能な弾性管状フレーム３７２からなる。 管状フレーム３７２は複数の開口又はスロット（図示されていない）を含んでお り、この開口又はスロットは、形状記憶合金、膨張可能な風船、及び同種のもの のような従来の方法によって、管状フレーム３７２が図１７に示される拡大され た構成に半径方向に外側に膨張することを可能にする。ステント３７０は、通孔 の開放を維持するため且つ（又は）機械的に通孔壁の強度を増加するために、内 側チャネル壁３８２に半径方向力を作用し、それによって心室空腔から心筋層へ の血流を維持する。ステント３７０はさらに、フレーム３７２の開口及びスロッ トによる細胞増殖及び閉塞を防止するために移植片又はライナー３８４を含んで もよい。 図１７に示される第一の実施例においては、ステント３７０が図１１に図示さ れるような経皮的な手法の間に人工チャネル２６４に導入される。この実施例に おいては、各チャネル２６４の長さとそ れによる各ステント３７０の長さとは心臓壁２６０の厚さ全体を一部分しか通ら ずに延びる。 図２２に示される第二の実施例においては、ステントが図１２に図示されるよ うな胸腔鏡手法の間に人工チャネル２６４に導入される。この実施例において、 各人工チャネル２６４の長さは心臓壁２６０を完全に貫通して延びており、心室 空腔２５８内の血液が人工チャネル２６４の長さの大部分内で循環することを可 能とする。しかしながら、この実施例においては、心臓壁２６０の長さＬ₇にわ たって人工チャネルの開放を維持するために、ステント３７０が図２２に示され るような心内膜２６６まで延びる人工チャネル２６４の先端部分に配置される。 ステント３７０の挿入及び展開に続いて、人工チャネル２６４の基部部分が、図 ２１に示されるようにカニューレ４８４とシリンジのような供給システム４８６ を使用した図２１に関連して本願で前述されたように、コラーゲン止血装置４８ ０又は同種のものを使用してシールされてもよい。コラーゲン止血装置４８０は 血液４８２から血小板を引きつけて活性化して、新しく形成された人工チャネル ２６４の心外膜２６８の表面の近くに「接着物」状の栓を急速に形成する。ある いはまた、コラーゲン止血装置が図２Ａに図示されるような電気外科プローブ又 はカテーテルと一体の中央通孔５９を通して展開されてもよい。コラーゲン止血 装置を、その直径が人工チャネル２６４よりも小さい通孔５９内に適合するよう に圧縮することができる。閉じ込めている通孔５９から取り出されたときに、コ ラーゲン止血装置４８０は図２２に示されるように長さＬ₈にわたって人工チャ ネル２６４の全直径を充塞するように膨張する。さらに、コラーゲン止血装置４ ８０又は同種のものの展開のためのこのようなシステムが、図１１に図示される 方法に従って人工チャネル２６４の経皮的路通のために使用される 電気外科カテーテル１００と一体にされてもよい。図２Ａ、図１１及び図２２に 関して、このシール方法を使用する経皮的方法においては、人工チャネル２６４ が心臓壁２６０の厚さ全体を貫通して形成される。一度心外膜２６８の表面が穿 孔されると、電気外科カテーテル１００のチップ２０２の位置が距離Ｌ₈引っ込 められる。次に、コラーゲン止血装置４８０又は同種のものが電気外科カテーテ ル１００の中央通孔５９から展開される。閉じ込めている通孔５９から取り出さ れたときに、コラーゲン止血装置４８０は膨張して、図２２に示されるように長 さＬ₈にわたって人工チャネル２６４の全直径を充塞し、心外膜２６８の開口を 通した血液損失を防ぐためにシールをする。あるいはまた、心外膜２６８の表面 の人工チャネルの開口をシールするために、縫合技術が経皮的に、胸腔鏡的に、 又は開胸手法でのどれかで利用されてもよい。 本発明のステントフレーム３７２が、典型的には、ニチノル(Nitinol)（商標 ）、エルギロイ(Elgiloy)（商標）又は同種のもののような、弾性特性又は疑似 弾性特性を有する形状記憶合金から作られたチュービングのような、管状材料か ら製造される。あるいはまた、ステントフレームは、形状記憶合金以外のステン レス鋼のような可鍛材料からなってもよい。この構成においては、ステントフレ ームは、好適には、従来の方法、例えば、カテーテルシャフトの先端部の膨張可 能な風船によって目標部位で膨張させられる。管状部材は、通常は、体の管腔内 で膨張構成のステントの最終的な直径に比べて、直径が著しく小さくなっている 。スロットが、レーザ切断法、写真腐食法、又は他の従来の方法によって、管へ 切断され、独立したステントフレームを形成する。例えば、これらの方法は、管 の外側表面を光硬化性樹脂材料でコーティングすること、その部品を移動し回転 しながらレーザビームを使用してエッチングパターン を光学的に露光すること、次に従来技術を使用して所望のスロットパターンの刷 りをエッチングすることとを含んでいる。この技術の説明をロウ(Lau)の米国特 許第５４２１９５５号に見つけることができ、この全開示内容は本願と一体のも のとして参照される。他の方法においては、レーザ切断技術が、皮下チュービン グの壁のあるパターンのスロットを直接的に切断するコンピュータ制御された段 階と共に使用され、所望のステント幾何面を得る。典型的なレーザ切断法の説明 がムラー(Muller)の米国特許第５３４５０５７号に記述されており、その全開示 内容は本願と一体のものとして参照される。 例示的な構成においては、ステントフレーム３７２が、加えられた応力によっ て変形され次にその元の応力のかかっていない形状に復元することができる弾性 形状記憶合金材料から形成される。形状記憶合金材料は、通常は、熱弾性挙動を 示し、ステントは熱（すなわち、体温以下のＡ_f温度）を加えられると元の応力 をかけられていない状態に変形する。ステントはさらに応力によって生じたマル テンサイトを示してもよく、このマルテンサイトにおいては、マルテンサイト状 態は不安定であり、制約が取り除かれると（すなわち、ステントが体の管腔内の 導入用カテーテルから解放されると）人工器官は本来の状態に変形して戻る。形 状記憶合金向けの材料が人工器官の集団の所望される特性にしたがって選択され る。好適には、形状記憶合金はニッケルチタニウムベースの合金（すなわち、ニ チノル(Nitinol)（商標）からなり、この合金は形状変形が起こる温度のような 人工器官の特性に影響を与える付加的な成分を含んでもよい。例えば、この合金 は、銅、コバルト、バナジウム、クロム、鉄、又は同種のもののような付加的な 金属成分を組み込んでもよい。 上述され且つ図１７及び図２２に示されるステント３７０は管腔人工器官の代 表的なものにすぎず、この器官が本発明とともに使用されてもよい。本発明は、 ジョンソン・アンド・ジョンソン・インターベンショナル・システムズ社(Johns on and Johnson Interventional Systems Co.)によって製造されている（パルマ ズシャッツ(Palmaz-Schatz）（商標）風船式可膨張ステントと、シー・アール・ バード社(C.R．Bard Inc.)のアンジオド（Angiomed）事業部によって製造されて いるメモサーム(Memotherm)（商標）ステントとを含む、冠状管、末梢管、胆汁 管、及び他の管向けの移植片として、一般に市場に流通している金属管状材料か ら作られた種々の代表的な従来のステント構造物を組み込んでいてもよい。本発 明に組み込むことができる他のステント又は殖皮片は、リモン(Limon)の米国特 許第５４７６５０５号に記載されているもののようなコイル構造、ヘイン(Heyn) の米国特許第５２０１７５７号に記載されている開口したメッシュ又は弾性材料 からなる螺旋に巻かれた且つ（又は）編組されたストランド又は微細線維から形 成された組編ステント構造、アンダーセン(Andersen)の米国特許第５２３４４５ ７号に記載されているメッシュの円筒に編まれた微細線維、ラウ(Lau)の米国特 許第５２４２３９９号又はパルマズ(Palmaz)の米国特許第５３８２２６１号に記 載されているダイアモンド形状の開口を有する管状構造、ギアンツーコ(Giantur co)の米国特許第５２８２８２４号に記載のＺ字形状のステント、ボネウ(Boneau )の米国特許第５２９２３３１号に記載のもののような連続ワイヤステント、フ ァウンタイン(Fountaine)の米国特許第５３１４４７１号に記載の螺旋又は他の 適切な形状に巻かれた微細線維から形成されたステント、クラッグ(Cragg)の米 国特許第５４０５３７７号に記載されているジグザグワイヤの連続渦巻き線及び ループ線、及び他のタイプのステントと を含んでいる。

【手続補正書】 【提出日】１９９８年７月２１日 【補正内容】 請求の範囲 １．基端部部分と、先端部部分と、及び前記先端部部分に配置された電極端子 とを有する器具シャフトと、 前記電極端子に隣接する心臓組織の体積的除去を行うのに十分な電圧を前記電 極端子に印加するために高周波数電力供給装置と、 前記電極端子を前記高周波数電力供給装置に結合するためのシャフト内のコネ クタとを備える、患者の心臓組織の心筋層血管再生用の電気外科装置。 ２．前記電力供給装置に結合されたリターン電極をさらに備え、前記電力供給 装置が、前記リターン電極と前記電極端子との間の電圧差を与え、この電圧差が 前記電極端子に隣接する心臓組織の体積的除去を行うのに十分である、請求項１ に記載の装置。 ３．前記シャフトの先端部部分が、心臓壁の少なくとも一部分を通って形成さ れた血管再生用チャネルへの進行に合った大きさにされている、請求項１に記載 の装置。 ４．前記シャフトが、経皮穿通による配送と患者の心室空腔への管腔内配送に 合わせて構成されたカテーテルシャフトである、請求項１に記載の装置。 ５．前記シャフトが胸腔への配送に合わせて構成されたプローブシャフトであ る、請求項１に記載の装置。 ６．前記シャフトの先端部部分の最大横寸法が約２ｍｍ以下である、請求項３ に記載の装置。 ７．前記電力供給装置が目標部位の領域の心筋層組織の血管再生を促進するの に十分な高周波数電圧を前記電極端子に印加し、目標部位の領域の組織の一部分 の体積的除去によって目標部位の領域の心筋層組織への血液供給が回復される、 請求項１に記載の装置。 ８．前記シャフトの先端部部分に隣接して配置され且つ複数の電気的に隔離さ れた電極端子を含んでいる電極配列をさらに備え、前記電極端子の少なくとも二 つからの電流が前記電極端子におけるインピーダンスに基づいて独立的に制御さ れている、請求項１に記載の装置。 ９．前記リターン電極が前記プローブに配置されており、前記電極端子から基 部方向に凹んでいる、請求項２に記載の装置。 １０．導電性流体を前記電極端子と患者の心臓組織との間に供給するために、 前記電極端子に隣接する開口を有する流体供給要素をさらに備え、前記流体供給 要素が前記電極端子と前記リターン電極の間に電流経路を生成するように構成さ れている、請求項２に記載の装置。 １１．前記血管再生用チャネルの端点を決定するために、器具シャフトに結合 された案内装置をさらに備える、請求項３に記載の装置。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．活性電極面を患者の心臓の壁の目標部位の極めて近傍に配置することと、 心臓壁の組織を切除して心臓壁の少なくとも一部分を通る血管再生用チャネル を形成するために、前記活性電極面とリターン電極との間に高周波数電圧を印加 することとからなる患者の心筋層の一部分を血管再生する方法。 ２．血管再生用チャネルを形成するために、心臓壁の一部分を通して前記活性 電極面を軸線方向に移動することをさらに含む、請求項１に記載の方法。 ３．電気外科カテーテルの少なくとも先端部を心臓の心室に導入することと、 前記電気外科カテーテルの先端部を心筋層の極めて近傍に配置することとをさ らに含む、請求項１に記載の方法。 ４．電気外科プローブの少なくとも先端部を患者の胸の空腔にある開口を通し て導入することと、 前記電気外科プローブの先端部を心筋層の極めて近傍に配置することとをさら に含む、請求項１に記載の方法。 ５．前記電気外科プローブが患者の肋間穿通によって導入される、請求項４に 記載の方法。 ６．前記電圧が前記活性電極と前記リターン電極との間に連続的に印加される 、請求項１に記載の方法。 ７．前記電圧が患者の心臓の鼓動に対応してパルスで印加される、請求項１に 記載の方法。 ８．前記活性電極が複数の隔離されている電極端子を含む電極配列からなる、 請求項１に記載の方法。 ９．前記活性電極が電気外科プローブの先端部から突き出ている一つの電極か らなる、請求項１に記載の方法。 １０．前記電極端子と前記リターン電極との間のインピーダンスに基づいて、 前記電極端子の少なくとも二つからの電流を独立して制御することをさらに含む 、請求項８に記載の方法。 １１．約１．５〜３．０ｍｍの横寸法を有する血管再生用チャネルを形成する ことをさらに含む、請求項１に記載の方法。 １２．前記血管再生用チャネルの開放を維持するために、前記血管再生用チャ ネルに軸線方向に膨張可能な管腔人工器官を配置することをさらに含む、請求項 １に記載の方法。 １３．前記活性電極面によって形成された前記血管再生用チャネルが湾曲して いる、請求項１に記載の方法。 １４．前記活性電極面によって形成された前記血管再生用チャネルが心臓壁の 一方の側に第一開口、第二開口、及びその間に実質的なＵ字形状を有する、請求 項１３に記載の方法。 １５．前記電極端子が、各電極端子を電気的に隔離するために、絶縁マトリッ クスに埋め込まれており、この絶縁マトリックスが無機材料からなる、請求項８ に記載の方法。 １６．前記リターン電極が前記活性電極端子から基部方向に凹んでいる、請求 項８に記載の方法。 １７．前記リターン電極と前記活性電極端子とが電気外科プローブの先端面に 配置されている、請求項８に記載の方法。 １８．前記血管再生用チャネルの深さを制御することをさらに含む、請求項１ に記載の方法。 １９．心臓壁の目標部位を見えるように標識することをさらに含む、請求項１ ８に記載の方法。 ２０．目標部位の心臓壁の厚さを決定することをさらに含む、請 求項１８に記載の方法。 ２１．目標部位の心臓壁を通る予め定められた距離を設定することと、前記血 管再生用チャネルの深さを制御するために、前記活性電極面が予め定められた距 離進んだときに、前記活性電極面への電圧の流れを遮断することとをさらに含む 、請求項１８に記載の方法。 ２２．前記決定するステップが、前記活性電極面の先端部を越えたところで組 織インピーダンスを測定することからなる、請求項２０に記載の方法。 ２３．前記活性電極面がいつ心臓壁を通って実質的に穿通されたかを決定する ステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。 ２４．前記活性電極面が心臓壁の反対側の面を貫通する前に高周波数電圧を終 わらせることをさらに含む、請求項２３に記載の方法。 ２５．プローブの先端部を患者の心臓の壁の目標部位の極めて近傍に配置する ことと、 心臓壁を通る血管再生用チャネルを形成するために、前記プローブの先端部を 心臓壁の少なくとも一部分を通って軸線方向に移動しながら組織を切除するため に心臓壁にエネルギを与えることとからなる、患者の心臓の経心筋層血管再生の 方法。 ２６．前記プローブが、実質的に一定の速度で心臓壁の少なくとも一部分を通 って軸線方向に移動される、請求項２５に記載の方法。 ２７．心臓壁の大部分を通って前記プローブを自動的に移動するための手段を さらに備える、請求項２５に記載の方法。 ２８．心臓壁の一部分を通って血管再生用チャネルを形成することと、 前記血管再生用チャネルの開放を維持するために、前記血管再生用チャネル内 に半径方向に膨張可能な管腔人工器官を配置することとからなる、患者の心臓の 経心筋層血管再生の方法。 ２９．活性電極面を患者の心臓の壁の目標部位の極めて近傍に配置することと 、 心臓壁の組織を切除して心臓壁の少なくとも一部分を通る血管再生用チャネル を形成するために、前記活性電極面とリターン電極との間に高周波数電圧を印加 することとによって、前記形成ステップが実行される、請求項２８に記載の方法 。 ３０．前記配置ステップが、管状ステントを血管再生用チャネルへ管腔内を配 送することと、管腔の開放を維持するために、前記血管再生用チャネルの壁に対 して管状ステントを半径方向に膨張させることとからなる、請求項２９に記載の 方法。 ３１．前記半径方向への膨張ステップが、前記ステントの管状フレームを半径 方向に膨張させるために前記ステントの軸線方向通孔内で風船を膨張させること からなる、請求項３０に記載の方法。 ３２．前記半径方向への膨張ステップが、前記ステントフレームを半径方向に 圧縮された構成に圧縮することと、前記ステントフレームが前記血管再生用チャ ネル内で膨張した構成に戻ることを可能にすることとからなる、請求項３０に記 載の方法。 ３３．前記可能にするステップが、患者の体からの熱の作用によって実行され る、請求項３２に記載の方法。 ３４．基端部部分と患者の心臓の小さな血管再生用チャネルを通した配送に合 わせた大きさにされた先端部部分とを有する器具シャフトと、 前記先端部部分に配置された一つ又はそれ以上の活性電極と、 前記シャフトに配置された、前記活性電極の近くにあるリターン 電極と、 心臓組織を切除して心臓壁の少なくとも一部部分を通る血管再生用チャネルを 形成するために前記活性電極と前記リターン電極とを高周波数電圧源に電気的に 結合するための、前記シャフトの前記基端部の近くに配置されたコネクタとを備 える、患者の心臓組織の経心筋層血管再生用の電気外科装置。 ３５．前記シャフトが、患者の心室空腔への管腔内配送に合わせて構成された カテーテルシャフトである、請求項３４に記載の装置。 ３６．前記シャフトが、胸腔への肋間配送に合わせて構成されたプローブシャ フトである、請求項３４に記載の装置。 ３７．前記シャフトの先端部に配置され且つ複数の隔離された電極端子を含ん でいる、電極配列さらに備え、前記電極端子の少なくとも二つからの電流が前記 電極端子と前記リターン電極との間のインピーダンスに基づいて独立的に制御さ れる、請求項３５に記載の装置。 ３８．前記シャフトの先端部部分の最大横寸法が約１．０ｍｍ以下である、請 求項３４に記載の装置。 ３９．前記シャフトの先端部部分の最大横寸法が約２．０ｍｍ以下である、請 求項３４に記載の装置。 ４０．前記電極端子が、各電極端子を電気的に隔離するために、絶縁マトリッ クスに埋め込まれており、前記絶縁マトリックスが無機材料からなる、請求項３ ４に記載の装置。 ４１．前記リターン電極が前記活性電極から基部方向へ凹んでいる、請求項３ ４に記載の装置。 ４２．前記リターン電極と前記活性電極端子とが前記シャフトの先端表面に配 置されている、請求項３４に記載の装置。 ４３．前記シャフトの先端表面にリターン電極の配列をさらに備え、前記活性 電極と反対の極性を有する、請求項３４に記載の装置。 ４４．前記シャフトの先端部が円錐形表面を有し、前記電極端子がこの円錐形 表面から軸線方向に延びている、請求項３４に記載の装置。 ４５．前記器具シャフトを経皮穿通を通して心室空腔へ配送するために、可撓 性の操縦可能なシャフトを有する案内カテーテルをさらに備える、請求項３４に 記載の装置。 ４６．前記各個々の電極端子と前記リターン電極との間のインピーダンスを決 定するために、前記電極端子に結合されている複数のインピーダンス監視器をさ らに備える、請求項３４に記載の装置。 ４７．基端部と先端部とを有するシャフトを有する電気外科器具と、一つ又は それ以上の活性電極が前記シャフトの先端部の近くに配置されており、前記活性 電極を高周波数電圧源に電気的に結合するためのコネクタが前記シャフトの基端 部の近くに配置されており、 前記活性電極の近くに配置されたリターン電極と、 組織を切除して心臓壁の少なくとも一部分を通って一つ又はそれ以上の血管再 生用チャネルを形成するために、前記シャフトの基端部の近くに配置された、前 記活性電極と前記リターン電極とを高周波数電圧源に電気的に結合するためのコ ネクタと、 一つ又はそれ以上の管腔人工器官を前記電気外科器具によって形成された血管 再生用チャネルに移植するための配送機構とを備える、患者の心臓の経心筋層血 管再生用のシステム。 ４８．前記配送機構が器具シャフトと一体である、請求項４７に記載のシステ ム。 ４９．管腔人工器官を管腔内を配送し血管再生用チャネル内に移植するために 、前記電気外科プローブから独立している配送カテーテルをさらに備える、請求 項４７に記載のシステム。 ５０．管腔の開放を維持するために、管腔人工器官を半径方向に膨張させて血 管再生用チャネルの内壁に係合させるための手段をさらに備える、請求項４７に 記載のシステム。 ５１．前記半径方向の膨張手段が前記人工器官の軸線方向の通孔内に位置する ように構成された膨張可能な部材からなる、請求項５０に記載のシステム。 ５２．前記管腔人工器官が体温以下のＡ_f温度を有する形状記憶合金からなる 、請求項５０に記載のシステム。